Equipamentos hospitalares de diagnóstico por imagem, seu...

Dissertação de Mestrado

Equipamentos hospitalares de diagnóstico por

imagem, seu estudo, projeto e implementação

Philips Portuguesa, sector Healthcare

Nina Margarida Fernandes Enes e Silva

Junho de 2015

Departamento de Engenharia Eletrotécnica

Mestrado em Engenharia Eletrotécnica – Sistemas Elétricos de Energia

Instituto Superior de Engenharia do Porto Mestrado em Engenharia Eletrotécnica – Sistemas Elétricos de Energia

Unidade Curricular de Dissertação

Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 III

Equipamentos hospitalares de diagnóstico por imagem, seu estudo, projeto e implementação

Relatório de estágio de final de curso submetido, como parte dos requisitos, para a obtenção do

grau de Mestre em Engenharia Eletrotécnica e Sistemas Elétricos de Energia

Realizado por

Nina Margarida Fernandes Enes e Silva

Sob orientação no ISEP de

Eng.º Maurício Dias

Sob orientação na Philips de

Eng.º Mário Caiado

Porto, Junho de 2015



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 V

"Uma das causas mais comuns de todas as doenças é o diagnóstico."

Karl Kraus

Agradecimentos:

Ao Eng.º Maurício Dias e ao Eng.º Mário Caiado pela orientação e apoio.

Ao Eng.º Bernardino Ramires, à Eng.ª Judite Ferreira, à Eng.ª Arcelina Marques e ao

Eng.º Raul Pinheiro pelo acompanhamento prestado e disponibilidade demonstrada.

Dedicatória:

À minha família pelo seu apoio incondicional



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 VII

Resumo

Neste trabalho foi desenvolvido um estudo detalhado dos equipamentos de imagiologia

médica, que recorrem ao uso de radiação-X, bem como da ressonância magnética.

No seguimento deste estudo foram realizadas diversas atividades com equipamentos

reais, desde instalações, reparações, manutenções, até ao seu desmantelamento. Este tipo de

atividade permitiu ter uma melhor perceção do funcionamento de cada equipamento e o tipo de

trabalho que é realizado por um engenheiro eletrotécnico na PHILIPS no sector healthcare.

Durante estas atividades foi possível fazer um estudo da qualidade de imagem, em termos

de fatores geométricos, em que foi estudada a distorção, a ampliação e a penumbra de uma

imagem. Todos estes parâmetros foram alvos de estudo de forma a poder obter imagens com

grande qualidade, mas sem que seja comprometida a saúde do doente, devido à elevada

exposição de radiação que corpo humano pode absorver.

Este estudo tem como intuito perceber como é que a variação de certos parâmetros irá

alterar a qualidade da imagem. Desta forma pretende-se perceber como podem ser calibrados os

equipamentos de diagnóstico por imagem, para que o técnico de diagnóstico e terapêutica apenas

tenha de indicar qual a parte do corpo humano a radiografar, sendo que a máquina se coloca

automaticamente nos parâmetros pré-definidos sem qualquer intervenção humana.

Palavras-Chave: raios-X, equipamentos de imagiologia, detetor, foco, ampola de raio-X,

objeto, fantoma, penumbra, ampliação e distorção.



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 IX

Abstract

In this work was developed a detailed study of medical imaging equipment, which resort to

the use of X-radiation and magnetic resonance imaging.

Following this study, were carried out various activities with real equipment from

installations, repairs, maintenance, until their decommissioning. This type of activity has allowed a

better understanding of the operation of each device and the type of work that is performed by an

electrical engineer in PHILIPS.

During these activities was possible to make a study of image quality in terms of geometric

factors, it was studied the dispersion, expansion and shadows of an image. All of these parameters

are study targets to obtain high quality images, but without being compromised patient's health due

to the high amount of radiation absorbed by the human body.

This study has the intention to understand how the variation of certain parameters will

change the quality of an image. In this way it is intended to realize how diagnostic imaging

equipment can be calibrated, so that the diagnostic and therapeutical technician only have to

indicate which part of the human body to X-ray, and the machine automatically puts the preset

parameters without any human intervention.

Keywords: X-rays, imaging equipment, detectors, focus, X-ray tube, object, phantom,

penumbra and distortion



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XI

Índice

RESUMO VII

ABSTRACT IX

ÍNDICE DE FIGURAS XIII

ÍNDICE DE TABELAS XVII

SIGLAS E ABREVIATURAS XIX

1. ENQUADRAMENTO 1

1.1. Objetivos do trabalho 1

1.2. Apresentação da empresa onde decorreu o estágio 2

1.2.1. Divisão Healthcare 2

1.3. Integração na equipa 2

1.4. Organização do relatório 3

2. EQUIPAMENTOS DE DIAGNÓSTICO 5

2.1. Enquadramento 5

2.1.1. Energia e Radiação 6

2.2. Raio-X 6

2.2.1. Produção de Raio-X 7

2.2.1.1. Ampola de Raio-X 9

2.2.1.2. Gerador de Raios-X 11

2.2.1.3. Interação com os tecidos e as diferentes estruturas do corpo humano 12

2.3. Modalidades de Imagem 15

2.3.1. Radiologia Convencional 15

2.3.1.1. Potter Bucky Grid 15

2.3.2. Radiologia Digital 19

2.3.3. Radiologia Intervencionista 21

2.3.3.1. Fluoroscopia 23

2.3.3.2. Fluoroscopia Contínua 25



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XII

2.3.3.3. Fluoroscopia Pulsada 25

2.3.3.4. Evolução na Radiologia Cardiovasacular 26

2.3.4. Tomografia Computorizada (TC) 26

2.3.4.1. Evolução TC 27

2.3.5. Ressonância Magnética (RM) 29

2.3.5.1. Tempo de relaxação 33

2.3.5.2. Formação de imagem 34

3. MODO DE UTILIZAÇÃO DO RAIO-X (CENÁRIOS DE ESTUDO) 39

3.1. Distorção 40

3.1.1. Metodologia 40

3.1.2. Resultados 41

3.2. Ampliação 45



3.3. Efeito sombra “blur” 61



4. CONCLUSÃO 81

5. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 85



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XIII

Índice de Figuras

Figura 1 - Componentes associados com o processamento de imagem [3] .................................. 6

Figura 2 - Mecanismo de absorção e emissão de energia num átomo .......................................... 8

Figura 3 - Ampola de vácuo ........................................................................................................... 9

Figura 4 - Ampola de Raio-X legendada [5] ................................................................................. 11

Figura 5 - Circuito produção de Raio-X [6] ................................................................................... 11

Figura 6 - Gerador de raio-X ........................................................................................................ 12

Figura 7 - Efeito de Compton ....................................................................................................... 14

Figura 8 - Relação entre redução de contraste e quantidade de dispersão [5] ............................ 16

Figura 9 - Melhoria de contraste, recorrendo a limitadores de feixe [5] ....................................... 17

Figura 10 - Técnica Air-Gap [5] [30] ............................................................................................. 18

Figura 11 - Bucky Grid [20] .......................................................................................................... 19

Figura 12 - Angiografia artérias coronárias [37] ........................................................................... 21

Figura 13 - Exemplo de DSA [19] ................................................................................................ 25

Figura 14 - TC 1ª Geração [20] .................................................................................................... 27




Figura 18 - Imagens obtidas com TC de 1.ª Geração (esquerda) [20] e de 4.ª Geração (direita)

[21] ...................................................................................................................................... 29

Figura 19 - Spins na ausência de campo magnético externo [22] ............................................... 31

Figura 20 - Spins num meio onde se estabeleceu um campo magnético B0 (adaptado [23]) ...... 31

Figura 21 - Esquema explicativo sobre como, através da técnica de ecos de spin, é possível

obter um sinal que é dependente apenas das interações entre os spins e não considera as

heterogeneidades do campo magnético estático (adapt. R.B. Lufkin, 1990). ..................... 35

Figura 22 - Gráfico da intensidade do sinal em função do tempo para dois tecidos caracterizados

por tempos de relaxação spin/rede diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990) ........................... 37

Figura 23 - Gráfico da intensidade do sinal em função do tempo para dois tecidos caracterizados

por tempos de relaxação spin/spin diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990) ........................... 37

Figura 24 - Posicionamento do fantoma 1 ................................................................................... 42

Figura 25 - Posicionamento do fantoma 2 ................................................................................... 42

Figura 26 - Imagem obtida com DFF=60 cm e DOF=14,95 cm ................................................... 43



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XIV


Figura 28 - Imagem obtida com DFF=135 cm e DOF=14,95 cm ................................................. 43




Figura 32 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação do objeto > ....................................... 44

Figura 33 - Imagem obtida com DFF=107 cm sem inclinação do objeto ..................................... 44

Figura 34 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação do objeto < ....................................... 44

Figura 35 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação da ampola de -30º ............................ 45

Figura 36 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação da ampola de 0º ............................... 45

Figura 37 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação da ampola de +30º ........................... 45

Figura 38 - Projeção cónica [32] .................................................................................................. 45

Figura 39 - Relação entre planos [33] .......................................................................................... 46

Figura 40 - Projeção para diferentes distâncias Foco – Filme ..................................................... 47

Figura 41 - Projeção para diferentes distâncias Objeto – Filme ................................................... 48


Figura 43 - Histograma cor do pixel vs. nº de pixeis .................................................................... 51

Figura 44 - Imagem com duas cores para uma DFF de 135 cm .................................................. 51


Figura 46 - Imagem com duas cores para uma DFF de 93 cm .................................................... 53


Figura 48 - Imagem com duas cores para uma DFF de 60 cm .................................................... 54


Figura 50 - Imagem com duas cores para uma DFF de 107 cm e DOF de 35,15 cm .................. 56





Figura 55 - Penumbra radiográfica [34] ....................................................................................... 61

Figura 56 - Projeção focal (adaptada [35]) ................................................................................... 62


Figura 58 - Imagem obtida com DFF=135 cm e DOF=14,95 cm com reta de reconhecimento de

pixeis ................................................................................................................................... 66



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XV

Figura 59 - Curva que relaciona a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=135 cm

e DOF=14,95 cm ................................................................................................................. 67

Figura 60 - Curvas que relaciona a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=135

cm e DOF=14,95 cm (0º-360º) ............................................................................................ 67


Figura 62 - Curvas que relaciona a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=93 cm

e DOF=14,95 cm (0º-360º) .................................................................................................. 69


Figura 64 - Curvas que relaciona a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=60 cm

e DOF=14,95 cm (0º-360º) .................................................................................................. 71



cm e DOF=35,15 cm (0º-360º) ............................................................................................ 72


Figura 68 - Curvas que relaciona a posição do pixel com a sua cor ao longo da recta, DFF=107

cm e DOF=42,85 cm (0º-360º) ............................................................................................ 74



cm e DOF=50,55 cm (0º-360º) ............................................................................................ 75

Figura 71 - Imagem obtida com DFF=107 cm e DOF=14,95 cm foco grosso .............................. 77


cm e DOF=14,95 cm (0º-360º) foco grosso ........................................................................ 77

Figura 73 - Imagem obtida com DFF=107 cm e DOF=42,85 cm foco grosso .............................. 78


cm e DOF=42,85 cm (0º-360º) foco grosso ........................................................................ 79

Figura 75 - Efeito anódico [36] ..................................................................................................... 83



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XVII

Índice de Tabelas

Tabela 1 - Frequências para diferentes materiais e valores de campo [22] ................................. 32

Tabela 2 - Valores de T1 e de T2 para alguns tecidos biológicos para impulsos de 20 MHz ...... 38

Tabela 3 - Compilação das medições realizadas para avaliação da distorção, medidas em cm . 43

Tabela 4 - Compilação das medições realizadas para avaliação da magnificação ..................... 49

Tabela 5 - Compilação das medições realizadas para avaliação da penumbra .......................... 64



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XIX

Siglas e abreviaturas

ADC – Analog to Digital Converter

ATC – Angiotomografia Computorizada

ALARA - As Low As Reasonably Achievable

Cs - Contraste with scatter

DFF – Distância Foco – Filme

DOF – Distância Objecto - Filme

DSA - Digital Subtraction Angiography

FID – Free Induction Decay

IRM - Imagem por ressonância magnética

J - Joule

LIH - Last Image Hold

P - Patient

RC – Raio Central

RF – Radiofrequência

RM - Ressonância magnética

S - Scatter

TC – Tomografia Computorizada



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 XX



Nina Margarida Fernandes Enes e Silva, n.º 1090333 1

1. Enquadramento

Tal como todas as áreas de conhecimento, a medicina também foi alvo do avanço

tecnologico, contribuindo para o seu melhor desempenho tornando-se mesmo dependente dele.

Áreas de diagnóstico por imagem, monitorização dos doentes e até a componente informática em

cuidados de saúde, são exemplos da dependência da medicina na situação actual da tecnologia.

Todos estes equipamentos podem oferecer maior rapidez e acuidade nos diagnósticos

médicos, porém necessitam de estar em constante supervisão, de forma a que não haja erros,

que possam resultar em acidentes.

Por isto, este estágio irá centrar-se em dois pontos principais, na instalação, manutenção,

reparação e desmantelamento de equipamentos, tendo por base um estudo teórico aprofundado

do seu funcionamento, e a realização de um estudo prático da qualidade de imagem em raio-X.

1.1. Objetivos do trabalho

O objetivo principal do estágio é dotar o aluno, dos conhecimentos necessários e

suficientes ao entendimento global, relativo à generalidade das tecnologias aplicadas aos

atuais equipamentos utilizados no diagnóstico por imagem.

Adquirir competências de trabalho no ramo da assistência técnica, nomeadamente, em

instalação e manutenção preventiva e correctiva de equipamentos hospitalares de

imagem médica e monitorização.

Perceber a evolução dos equipamentos de raio-X ao longo do tempo.

Avaliar de forma descritiva da funcionalidade no contexto das práticas médicas atuais,

avaliar a interacção dos profissionais com os meios e o possível impacto no triângulo,

profissionais da medicina, administração e doente.

Permitir ter uma noção do trabalho desempenhado numa das vias profissionais

subsequentes ao curso de Engenharia Electrotécnica - Sistemas Eléctricos de Energia.




1.2. Apresentação da empresa onde decorreu o estágio

A Royal Philips é uma empresa multinacional holandesa com sede nos Países Baixos,

que tem uma atividade diversificada em três sectores, Healthcare (cuidados de saúde), Consumer

Lifestyle (sustentabilidade através da inovação) e Lighting (soluções de inovação).

“A empresa é líder nos cuidados cardíacos, cuidados intensivos e cuidados de saúde em

casa, soluções de iluminação com eficiência energética e novas aplicações de iluminação, bem

como nos produtos masculinos para barbear e aparar e na saúde oral.” [1]

1.2.1. Divisão Healthcare

A Philips portuguesa é uma empresa de desenvolvimento tecnológico dividida em três

setores, tendo sido o trabalho realizado na divisão healthcare

“O sector de negócios Healthcare está organizado com base em quatro grupos

estratégicos: sistemas de imagiologia, cuidado de doentes e sistemas informáticos clínicos,

soluções para cuidados de saúde em casa e serviços de transformação para cuidados de saúde.”

[1]

1.3. Integração na equipa

Esta dissertação foi realizada dentro do sector healthcare da Philips, em que foi possível

acompanhar os vários especialistas de cada um dos equipamentos disponibilizados pela empresa.

A filosofia de trabalho na Philips, baseia-se no trabalho em open space, que promove o

trabalho em equipa e a satisfação dos colaboradores, já que a comunicação é facilitada e a

interação entre colegas é fomentada.




1.4. Organização do relatório

A presente dissertação apresenta-se organizada em capítulos, separando as tarefas,

descrevendo cada tarefa de forma isolada, embora tal na prática não tenha ocorrido, pois mais do

que uma tarefa a era executada em simultâneo. A descrição das tarefas realizadas seguem a

mesma ordem que a descrição dos trabalhos executados, facilitando desta forma a compreensão

do encadeamento dos trabalhos elaborados.

No capítulo 1, faz-se o enquadramento, define-se objetivos e a estrutura do relatório.

No capítulo 2, explana-se o funcionamento de vários sistemas de obtenção de imagem

em meio hospitalar com o objetivo de diagnóstico.

No capítulo 3, é apresentada a componente prática deste trabalho, onde é explicado em

que consiste cada experiência, a metodologia utilizada e os resultados obtidos.

No capítulo 4, são apresentadas as conclusões.




2. Equipamentos de diagnóstico

2.1. Enquadramento

A tecnologia veio impulsionar a medicina permitindo ver o que antes era impensável. A

olho nu nunca um profissional de saúde conseguiria ver as estruturas internas e funções do corpo

humano de forma a fazer diagnósticos com segurança.

As várias imagens fornecidas por cada aparelho, cada um deles com características

diferentes, permite ao homem ter várias perspetivas da mesma realidade.

Por combinação de várias tecnologias, podem ser criadas imagens, através das quais um

profissional de saúde pode observar o corpo humano e detetar condições anormais de forma a

poder diagnosticar e definir a estratégia terapêutica a seguir.

Cada equipamento dá uma imagem, mas nenhuma delas, isoladamente, pode revelar

tudo. Ou seja, cada método permite ver um tipo de características do corpo humano (alterações

funcionais e estruturais)

A qualidade de imagem, isto é, a definição que se tem de uma estrutura varia com as

capacidades, do equipamento de imagem, do operador e o compromisso entre fatores como a

radiação a que o doente se encontra exposto e o tempo de exposição. [2]

A Figura 1 é um esquema do processo de imagem médica. Sendo que existem cinco

componentes principais, o doente, o sistema de imagem, o operador de sistema, a própria imagem

e o observador. O objetivo é tornar visível para o observador uma condição ou objeto do corpo do

doente.




Figura 1 - Componentes associados com o processamento de imagem [3]

2.1.1. Energia e Radiação

Existem dois componentes físicos no universo, a energia e a matéria. Tal como na maioria

dos processos que ocorrem, a matéria e a energia estão interligadas, na imagem médica isto

também acontece. Para que seja formada imagem tem de existir esta interação entre matéria e

energia, sendo que isto é válido para todos os tipos de métodos de imagem.

Para se poder obter uma imagem do corpo humano, é necessário um gerador de energia,

que transfira energia ao corpo, projetando esta imagem num recetor.

Visto que a radiação visível não consegue penetrar no corpo humano, é necessário outros

tipos de radiação.

2.2. Raio-X

A radiação X foi descoberta pelo físico alemão Wilhem Conrad Röntgen em 8 de

Novembro de 1895. A radiação-X é uma forma de radiação eletromagnética, que se comporta de




forma semelhante à luz visível, que usa comprimentos de onda entre 0,01 a 10 nanómetros,

correspondendo a frequências na faixa de 30 petahertz a 30 hexahertz (3×1016 Hz a 3×1019 Hz) e

energias entre 100 eV até 100 keV.

2.2.1. Produção de Raio-X

Se “pegarmos” num átomo de um determinado material e fizermos incidir sobre ele um

eletrão acelerado, ou seja, com uma energia cinética elevada, o eletrão devido às colisões

sucessivas com outros eletrões da camada de valência do átomo perderá energia que será

convertida em calor. Este eletrão ao penetrar nas camadas mais internas do átomo do material

em questão irá perder a sua energia devido ao decréscimo de velocidade provocada pela ação da

carga positiva do núcleo do átomo. No entanto esta energia resultante da travagem do eletrão não

é perdida, é convertida num fotão com energia ionizante de igual valor (Raios-X de travagem ou

de Bremsstrahlung).

Devido a colisões no interior do átomo, nas camadas mais interiores, é fornecida energia

ionizante a alguns eletrões que “saltam” das suas camadas, para outras mais exteriores.

Como os átomos tendem a manter a posição de equilíbrio (como tudo na Natureza), alguns

dos eletrões das camadas exteriores do átomo tenderão a ocupar os lugares deixados vagos dos

eletrões que saíram das camadas mais interiores, libertando energia, sob a forma de fotões

ionizantes (Raios-X característicos), (energia libertada pelos eletrões=energia dos fotões). Estas

trocas de energia podem ser visualizadas na Figura 2.




Figura 2 - Mecanismo de absorção e emissão de energia num átomo

Em Novembro de 1895 foi a primeira vez que se verificou a existência de radiação

eletromagnética, capaz de ionizar átomos sobre os quais incidisse, não existia nenhuma

explicação plausível para o fenómeno, pelo que, este tipo de radiação ficou conhecida por Raio-X

[2]




2.2.1.1. Ampola de Raio-X

Uma ampola de vácuo (Figura 3) não é mais do que um tubo de vidro especial, para que

possa resistir a temperaturas altíssimas, dentro da qual se irá dar a produção de radiação X, e se

possível anular os efeitos nocivos do calor libertado. Por isso, dispõe de mecanismos de

evacuação do calor, já que, sendo resultado da transformação da energia cinética dos eletrões no

material do anodo, o objetivo principal é a produção da radiação X (menos de 1% da energia),

importa que o calor gerado seja transferido para um outro meio de forma a tornar o ciclo de

produção de radiação, tão longo quanto necessário para efeitos clínicos

Função: Uma ampola de raio-X funciona com um conversor de energia, que recebe

energia elétrica convertendo-a em radiação-X e libertando calor. O calor é uma forma de energia

supérflua neste caso concreto, sendo que pode ser prejudicial. [3]

Um tubo de Raio-X é um elemento simples, contendo apenas dois elementos elétricos,

um anodo e um cátodo. Em que há passagem de energia elétrica pelo tubo, fluindo do cátodo para

o anodo.

Para que possam ser gerados Raios-X é necessário possuir eletrões com energia cinética

suficiente, para atingir o átomo “alvo” de forma eficiente. Para isso é utilizado um filamento,

normalmente de tungsténio, visto que os eletrões mais afastados do núcleo possuem ligações

pouco energéticas, enrolado na forma de uma bobina, à qual irá ser aplicada uma tensão, com

Figura 3 - Ampola de vácuo




cerca de 10 V, desta forma os eletrões mais afastados do núcleo dos átomos de tungsténio irão

ser libertados.

Após a libertação dos eletrões dos átomos de tungsténio é preciso acelerá-los para

colidirem com o material “alvo” com energia cinética suficiente para o penetrar, para isso é criada

uma diferença de potencial muito elevada entre o filamento e o material “alvo”.

Anodo – Trata-se do componente da ampola de Raios-X, onde será produzida a radiação

–X. Tem duas funções principais a de converter energia elétrica em radiação- X e dissipar o calor

produzido.

Existem dois tipo de anodos, o mais comum é o que se encontra acoplado a um rotor de

forma a que o anodo entre em rotação para que haja dissipação de calor, o outro é o estacionário

em que não há rotor, visto que existem sistemas que produzem radiação X de baixa energia,

consequentemente, produzem menos calor e menor necessidade de evacuar o calor produzido

(ex. equipamento de aplicação em dentária).

A situação ideal seria aquela em que todos os eletrões criassem fotões de Raio-X e não

produzissem calor, no entanto isto não é possível. Para determinar a eficiência da ampola existem

dois critérios, o número atómico do material que constitui o anodo e a energia dos eletrões. [3]

Cátodo – Trata-se de um pequeno filamento, tal como ilustrado na Figura 5, que tem como

função o encaminhamento dos eletrões do circuito elétrico para o material alvo. Normalmente os

eletrões que fluem num circuito elétrico não conseguem sair do condutor e viajar pelo espaço

vazio. Para que isso aconteça é necessária uma grande quantidade de energia, podendo ser

proveniente do aumento de temperatura. Como tal o filamento do cátodo é aquecido, como se

tratasse de uma lâmpada, fazendo passar corrente elétrica por ele fornecendo-lhe energia. [3]




As Figuras 4 e 5 permitem perceber qual a localização de cada elemento de uma ampola

de Raio-X, bem como ter uma perceção do circuito elétrico associado à produção de Raio-X. Os

eletrões são acelerados devido à aplicação de uma diferença de potencial na ordem das dezenas

de quilovolts aos seus terminais indicados pelos sinais – e +. Em seguida, são bruscamente

freados (colisão dos raios com o alvo). Consequente, ocorre emissão de radiação eletromagnética,

de pequeno comprimento de onda e alta frequência.

2.2.1.2. Gerador de Raios-X

Como foi referido a radiação é “criada” retirando energia dos eletrões convertendo-a em

fotões com energias apropriadas (entre 103 eV e 106 eV). Para que esta conversão de energia se

realize utiliza-se o que se chama de Ampola de Raio-X. Onde a quantidade e qualidade de

radiação-X pode ser controlada ajustando os valores elétricos (kV e mA) e tempo de exposição,

S, aplicado ao tubo.

Figura 5 - Circuito produção de Raio-X [6] Figura 4 - Ampola de Raio-X legendada [5]




A alteração de parâmetros tais como os materiais utilizados ou a velocidade dos eletrões,

como referido anteriormente, ou até o tempo de duração da aplicação da alta tensão, irão alterar

a qualidade e a quantidade da produção de radiação- X. Como por exemplo aumentando a

velocidade dos eletrões (aumentar a diferença de potencial entre o anodo e o cátodo) a quantidade

de radiação produzida será maior, bem como a qualidade. Este tipo de controlo de variações, são

utilizadas como forma de alterar o tipo de exame realizado em contexto hospitalar, para que em

cada tipo de exame possam ser obtidos os melhores resultados finais possíveis. O componente

que permite o controlo destes parâmetros tem o nome de “gerador de raios-X”, que pode ser visto

na imagem seguinte.

2.2.1.3. Interação com os tecidos e as diferentes estruturas do corpo humano

Após a saída da ampola os fotões irão entrar em contacto com o corpo humano,

interagindo com os tecidos e as diferentes estruturas do corpo humano, sendo que podem sofrer

três tipos de ações, transmitidos, absorvidos e dispersados.

Figura 6 - Gerador de raio-X




Transmissão - Os fotões que atravessam o corpo humano sem qualquer interação, ou

seja, os fotões que penetram nos tecidos irão ser transmitidos.

Absorção – Quando um fotão choca com um eletrão de uma órbita interna de um átomo

de tecido humano, irá provocar a libertação desse mesmo eletrão, visto que a energia do fotão é

superior à energia necessária para a remoção do eletrão, pela absorção de energia proveniente

do fotão. Devido à libertação deste eletrão ficará uma vaga numa camada mais interna, sendo

então preenchida por um eletrão vindo de uma camada de maior energia. Para que esse eletrão

desça de nível liberta energia, sob a forma de um fotão de baixa intensidade (radiação secundária).

O eletrão orbital ejetado (fotoeletrão), se voltar a chocar com outros átomos de tecido humano,

produzirá energia ionizante. Este é o chamado efeito fotoelétrico.

O processo de ejeção do átomo de tecido humano com uma determinada velocidade

(processo de ionização), segue a seguinte equação:

𝐸𝑐 = ℎ𝑓 − 𝐸𝑙𝑖𝑔 (1)

Em que:

𝐸𝑐 – Energia Cinética do electrão depois de ser libertado (J);

ℎ𝑓 - Energia do fotão de raio-x incidente (J);

𝐸𝑙𝑖𝑔 – Energia de ligação do eletrão ejetado (J).

A energia de ligação será a energia necessária para retirar o eletrão da orbital, ou seja a

energia cinética com que o eletrão sai do átomo será a diferença entre a energia do fotão (produto

entre a constante de Plank e a frequência) incidente e o trabalho realizado para remover o eletrão.

Dispersão – Um fotão proveniente da ampola de raio-X ao chocar com um átomo de

tecido humano provocando a ejeção de um eletrão, continuando o seu caminho com uma trajetória

difusa e com energia remanescente, ou seja, ocorre uma variação de frequência, a este fotão dá-

se o nome de fotão de Compton. Este fotão com menor energia, poderá produzir incidência difusa

sobre o detetor provocando a diminuição da qualidade de imagem. O eletrão libertado pelo choque

com o fotão, produzirá ionizações subsequentes, mas eventualmente será absorvido pelo doente.

A probabilidade da ocorrência do efeito de Compton irá depender quase exclusivamente

da velocidade do fotão incidente, sendo que a densidade do átomo com que choca, insignificante,




ou seja, a interação por efeito de Compton é inversamente proporcional à energia do fotão

incidente. Traduzindo o efeito de Compton numa expressão matemática:

𝐸0 + 𝑚0𝑐2 = 𝐸𝑠 + 𝑚0𝑐2 + 𝐾 (2)

Em que:

𝐸0 – Energia inicial do fotão (J);

𝑚0𝑐2 – Energia de repouso do eletrão (J);

𝐸𝑠 – Energia final do fotão (J).

𝐾 = (𝑝 − 𝑝0)𝑐 (3)

𝐾 é a diferença entre os momentos lineares do fotão e do eletrão após o choque.

Figura 7 - Efeito de Compton

A imagem anterior representa o comportamento do fotão e do eletrão quando ocorre um

choque, e as respetivas as grandezas físicas associadas. [2]




2.3. Modalidades de Imagem

2.3.1. Radiologia Convencional

A radiologia convencional é uma forma de obtenção de imagem a duas dimensões de

qualquer parte do corpo humano utilizando a radiação-X, descoberta por Röentgen em 1895.

A radiação oriunda do equipamento de Raio-X, atravessando o corpo do doente formando

as imagens. É um tipo de tecnologia utilizada como meio de diagnóstico em medicina, devido à

sua, simplicidade, rapidez e qualidade dos resultados. [4]

2.3.1.1. Potter Bucky Grid

Como referido anteriormente, quando a radiação-X entra no corpo do doente, uma parte

dos fotões irão interagir com células do corpo humano provocando interações de Comptom e por

sua vez dispersão de radiação. Parte desta radiação deixará o corpo humano na mesma direção

inicial, contribuindo para a formação da imagem. Esta dispersão da radiação provoca uma redução

do contraste da imagem gerada, como tal, a perda de contraste da imagem dependerá da

quantidade de radiação dispersa advinda do corpo do doente. Este fenómeno é particularmente

prejudicial para a qualidade da imagem, visto que grande parte da radiação que deixa o corpo é

desta origem. [5]

O contraste de uma imagem produzida por radiação-X será determinado pela diferença

de densidade em áreas adjacentes, que também poderá ser definido como a variação de

densidade. [6] Por exemplo, a massa óssea sobressairá mais numa imagem do que o músculo,

visto que, a densidade do osso é maior do que a do músculo, o que significa que, para que a

radiação-X penetre o osso é necessário que esta seja mais energética do que para penetrar os

tecidos moles. Quanto maior for a variação de densidade maior será o contraste.

O contraste poderá ser visto como uma percentagem. O 100% poderá ser obtido quando

um objeto não recebe nenhuma exposição relativamente ao meio envolvente (background), por

exemplo, quando se pretende visualizar um osso, este aparecerá a branco, ou seja, não passa




radiação nenhuma por ele e o tecido envolvente aparecerá a preto, visto que a radiação passará

toda por este. Na realidade numa radiografia aparecerão três cores diferentes, o branco, o preto e

a cor intermédia, o cinzento.

Para uma máquina de Raio-X, a exposição à radiação-X da área de background é

proporcional a PS, este será o produto entre, a radiação que atravessa o doente P (Patient) e o

fator de dispersão S (Scatter). O contraste com dispersão Cs (Contraste with scatter) é

inversamente proporcional ao valor do fator de dispersão (S- Scatter). [6]

𝐶𝑠 =100

𝑆 (4)

A figura seguinte mostra a relação entre o contraste e o fator de dispersão. O valor de

dispersão irá depender principalmente da espessura do doente, o tamanho do campo, e o feixe

de raios-X, este último irá ser determinado pela tensão em kV. [7]

Figura 8 - Relação entre redução de contraste e quantidade de dispersão [5]

Relativamente ao primeiro ponto, espessura do doente, a quantidade de radiação

dispersada é proporcional à massa total do tecido abrangido pelo feixe de raios- X primário.

Quanto ao segundo ponto, tamanho do campo, aumentando o tamanho de campo a

quantidade de radiação dispersada é maior. Para reduzir a radiação dispersada recorre-se ao uso

de colimadores de feixe de raios-X, cones e outros dispositivos ilustrados em baixo.




Figura 9 - Melhoria de contraste, recorrendo a limitadores de feixe [5]

Este tipo de técnica é limitado devido à extensão da área que se pretende cobrir, embora

na maioria das situações, é possível melhorar o contraste reduzindo o tamanho do campo ao

menor valor possível. [5]

O último ponto, feixe de Raios-X, varia com a tensão e com a corrente. Para a mesma

impedância, quanto maior a tensão maior a energia e mais uniforme é o feixe de raios-X, ou seja,

melhor qualidade de radiação. A corrente controla a potência de penetração, ou seja, a quantidade

de energia. [8] Outra técnica utilizada para controlar o feixe de Raios-X, é a “air-gap”, esta técnica

consiste em aumentar a distância entre o doente e o recetor de imagem. Desta forma a quantidade

de espalhamento de radiação que atinge o recetor diminui relativamente ao feixe primário. A figura

seguinte ilustra a técnica de “air-gap”




Na maioria dos exames realizados, a melhor forma de eliminar a radiação dispersa que

chega ao recetor de imagem é recorrendo ao uso de grids. As grids foram inventadas por Gustav

Peter Bucky e ainda hoje são o modo mais eficaz de reduzir a radiação dispersa. De uma forma

geral a grid pode descrever-se como uma placa muito fina, constituída por tiras de um material de

alta densidade, como o chumbo, alternadas com tiras de um outro material de baixa densidade,

como a fibra carbono. A altura das tiras de chumbo (2 mm a 5 mm) será sempre maior do que a

distância entre elas (0,25 mm e 0,4 mm), assim o rácio entre estas duas medidas é sempre

superior a um. Quanto maior o rácio maior a redução da dispersão da radiação. [5] [9] A maioria

das grids possui rácios que variam entre 5:1 a 16:1. A utilização de grids com diferentes rácios

depende de inúmeros fatores, sendo que embora grids com maior rácio reduzam mais a radiação

dispersa, também implicará um maior tempo de exposição do doente a radiação-X. Tendo em

conta que esta grid é colocada entre o doente e o recetor, existe a possibilidade de estas

interferirem com a formação da imagem. Esta interferência pode ser expressa formando uma

espécie de linhas sobre a película ou na atenuação anormal da radiação, provocando sombras na

imagem. [5]

Figura 10 - Técnica Air-Gap [5] [30]




Para reduzir os efeitos nefastos causados da grid, é utilizada uma técnica criada por Hollis

E. Potter, em 1920. Esta técnica consiste na movimentação da grid num movimento só de ida ou

oscilação, que começa imediatamente antes da exposição à radiação-X, desta forma é possível

fazer com que as linhas causadas pelo chumbo fiquem esbatidas. [9]

Figura 11 - Bucky Grid [20]

2.3.2. Radiologia Digital

Até há pouco tempo atrás, as imagens produzidas por um aparelho de raio-X, eram

imagens analógicas, sendo que eram apenas visualizadas num monitor ou impressas. A partir do

momento em que a imagem foi convertida para digital, esta passou a poder ser melhorada de

várias formas, visualizada em qualquer sistema informático e armazenada por tempo

indeterminado. [10]

O armazenamento digital permite a eliminação do uso de peliculas1, deixando de existir, o

risco de perda, bem como a repetição de exames nas mudanças de profissional. [11]

A maioria dos sinais analógicos são contínuos no tempo, ou seja, para cada instante existe

um valor diferente de sinal, isto torna impossível que a conversão do sinal analógico para digital

seja feita em todos os momentos temporais. Para isso é utilizada a amostragem, em que são

selecionados uma série de pontos do tempo, aos quais é então feita a conversão (analógico –

1 São folhas de acetato de celulose que servem de suporte, levam uma emulsão de brometo de prata sensível à luz e é projetado especialmente para uso radiográfico, servindo como recetor de imagem.




digital), a esta conversão é dado o nome de digitalização ou quantificação. Os componentes que

têm esta função, serão os conversores analógico-digitais (ADC – Analog to Digital Converter).

Na conversão analógico – digital, o sinal analógico de entrada é convertido num conjunto

de estados discretos de saída, esta é a operação de quantificação. A gama de tensões do

conversor é dividida num número finito de estados de saída, designados por N e este número é

determinado pelo número de bites do conversor n, estas duas variáveis são relacionadas segundo

a equação 5:

𝑁 = 2𝑛 (5)

Após a quantificação é realizada a codificação, onde é atribuído um código para cada um

dos estados de saída. O número de estados de possíveis de saída do conversor determina qual a

resolução, ou seja, o detalhe com que são representadas as amplitudes dos sinais de entrada.

Como não é possível discriminar totalmente um sinal analógico, devido ao seu número

infinito de pontos, com um número finito de bits, cada número binário corresponde a uma faixa de

valores analógicos. Isto irá dar origem a erros de conversão.

Quando são referidos erros de conversão, este são referentes à diferença entre o sinal

lido à entrada e à saída do conversor. Este pode ser tanto menor quanto maior for o número de

bits utilizados na conversão. O erro global será a soma de todos os erros individuais, tais como,

erro de offset (desvio com relação à origem) e erro de ganho (desvio com relação ao valor final),

multiplicado pela correspondente probabilidade de ocorrência. [12]

A vantagem de um sinal digital relativamente a um sinal analógico, é a sua capacidade de

resistência à acumulação de erros, e a desvantagem é a perda de informação na conversão.

A frequência de amostragem (digitalização) é dada pelo número de vezes por segundo,

que o processo recolhe e digitaliza uma amostra do sinal analógico. Quando se fala em imagens

radiológicas, é necessária uma grande quantidade de informação, ou seja, uma frequência de

amostragem elevada, para que a imagem obtida tenha o máximo de informação possível. O

número de bits utilizados para a produção de um sinal digital, por um ADC é fixo.

Para colmatar a perda de informação no processo de recolha de amostras, é utilizado um

valor mínimo de frequência de amostragem, que será então chamada de frequência de Nyquist.




Para que um sinal analógico possa ser reconstruído com o mínimo de informação possível,

segundo o teorema de Nyquist, a frequência de amostragem deverá ser igual ou maior que o dobro

da maior frequência desse sinal. [13]

𝐵 ≤𝑓𝑠

2 (6)

Em que,

B – Limite de banda (Hz);

𝑓𝑠 – Frequência do espectro de sinal (Hz).

2.3.3. Radiologia Intervencionista

A radiologia intervencionista é uma subespecialidade da radiologia, utilizando técnicas de

imagem na realização de procedimentos médicos que são minimamente invasivos (ex:

hemodinâmica). A imagem é utilizada como forma de guia para o intervencionista, quando é

inserido o cateter, fios-guia, agulhas e outros instrumentos de pequenas dimensões no doente,

desde o ponto de entrada até ao ponto onde é necessária a intervenção. Esta técnica pode ser

utilizada para dois fins distintos, diagnóstico (angiografia) e tratamento (angioplastia).

Na figura 12 é possível ver duas imagens de duas angiografias das artérias coronárias, o

que levou a concluir tratar-se de um enfarte agudo do miocárdio (esquerda). À direita encontra-se

a imagem obtida depois de ser tratado.

Figura 12 - Angiografia artérias coronárias [37]




Com estas técnicas é então possível, diagnosticar bloqueios no coração e nos vasos

sanguíneos e tratar esses mesmos bloqueios, sem ser necessária a realização de cirurgia.

Outra aplicação da radiologia de intervenção consiste, na colocação de stents, biópsias e

tratamento de arritmias.

Estas técnicas minimamente invasivas (relativamente a cirurgias), contribuem para, uma

redução do tempo recuperação e uma redução da ocorrência de infeções. [14] [15]




2.3.3.1. Fluoroscopia

O equipamento de intervencionismo utilizado, será então um fluoroscópio. A fluoroscopia

é uma técnica de imagem, utilizada para obtenção de imagem em tempo real do movimento interno

de fluídos e estruturas de um doente, recorrendo ao uso de um fluoroscópico. Este é basicamente

constituído por uma fonte de Raios-X e uma tela fluorescente.

Normalmente o equipamento de intervencionismo funciona com, faixas de tensão entre 50

kVp e 125 kVp, controlo automático de exposição e possibilidade de congelamento da última

imagem adquirida fluoroscopicamente LIH (Last Image Hold).

O sinal de vídeo (fluoro) é convertido numa imagem digital, através de um conversor

analógico pertencente ao circuito LIH.

O congelamento da imagem é particularmente útil, para que o operador possa examinar

a imagem durante o tempo necessário, sem que seja necessária nova dose de radiação. Isto é

especialmente importante devido à quantidade de radiação que um doente pode ser exposto, que

é regulamentada. É então atendido o princípio ALARA, que serve de acrónimo para As Low As

Reasonably Achievable (tão baixo quanto possivelmente exequível). Este é um princípio de

segurança na utilização de radiação, tendo como objetivo minimizar as doses de radiação aos

doentes e aos profissionais. [16]

Quando é emitida radiação por fluoroscopia, mediante a utilização de um pedal, que

quando é libertado, irá ser gerado um sinal, provocando a captura da última imagem gerada pelos

Raios- X. Esta imagem será reproduzida no monitor de vídeo, até que o pedal seja novamente

pressionado.

Frequentemente os equipamentos de intervencionismo dispõem de três ou mais modos

de magnificação, dois modos de imagem, sendo estas imagens em tempo real (fluoro) e aquisição

digital (cine), tendo diferentes frequências e pulsos.

A principal diferença entre a fluoroscopia e a radiografia convencional, é a forma como é

feita a aquisição de imagem. A radiologia convencional utiliza filmes de Raios-X, que necessita de

um processo de revelação, enquanto a fluoroscopia possui um sistema dinâmico de aquisição de

imagens, em que estas são vistas em tempo real.




Fluoroscopia está associada a altas doses de radiação, esta irá ser sempre superior à da

radiologia convencional.

Como qualquer equipamento que envolva medição de sinal, a presença de ruído é uma

situação crónica. Os sistemas fluoroscópicos não são exceção, ainda que apresentem uma

resolução temporal excelente. Como solução para o problema de ruído nas imagens, o

equipamento poderá fazer a média de uma série de imagens (frame averaging).

Esta técnica é realizada pelo equipamento, em que faz a digitalização das imagens,

armazena-as em memória de computador, faz a sua média e apresenta-as de imediato no monitor,

tudo isto em tempo real. [17, 18]

Uma outra técnica utilizada de grande utilidade, é o jogo entre imagens captadas, com

contraste. Ou seja, inicialmente é tirada uma imagem, chamada de máscara (A), onde o contraste

ainda não atingiu a área a intervencionar, onde é apenas mostrada a anatomia normal, esta

imagem irá ser gravada na memória. Depois irá ser tirada uma imagem dos vasos preenchidos

com contraste (B). A imagem mostrará, os vasos preenchidos com contraste sobrepostos com a

anatomia normal, sendo esta imagem armazenada. Estas duas imagens são então subtraídas uma

à outra, pixel a pixel, ficando apenas a imagem dos vasos preenchidos (B-A). Estas imagens serão

então chamadas de angiografia de subtração digital (DSA- Digital Subtraction Angiography). [10]




A figura seguinte mostra um exemplo de uma subtração digital.

Figura 13 - Exemplo de DSA [19]

2.3.3.2. Fluoroscopia Contínua

A fluoroscopia contínua consiste na emissão contínua de feixes de raios-X, onde são

usadas correntes entre 0.5 mA e 4 mA, este valor irá depender da espessura do doente. A imagem

é apresentada pela câmara de vídeo a uma frequência de 30 imagens por segundo, ou seja, cada

imagem demora 33 ms (1/30 s) a ser adquirida. Se durante este tempo houver algum tipo de

movimentação, gerará um “borrão” na imagem. [17]

2.3.3.3. Fluoroscopia Pulsada

No caso da fluoroscopia pulsada, o gerador produz uma série de curtos pulsos de raio-X,

desta forma, na maioria dos equipamentos, é possível modificar a frequência (imagens por

segundo), a largura de pulso (tempo em ms) e a sua altura (mA).

Em muitos procedimentos fluoroscópicos, não é necessária uma frequência de 30

imagens/s podendo ser utilizadas frequências menores. [17]




2.3.3.4. Evolução na Radiologia Cardiovasacular

Como referido anteriormente, existem métodos minimamente invasivos, na área do

intervencionismo, de diagnóstico e tratamento, sendo que, a tecnologia de exames por imagem

tem vindo a evoluir, contribuindo para um diagnóstico mais detalhado, o que é fundamental para

a melhor escolha de tratamento em cada caso, bem como, uma intervenção preventiva de maior

sucesso. Esta evolução permite fazer exames com os mesmos resultados, mas menos invasivos,

traduzindo-se em maior conforto e menor risco para o doente. Para isso são utilizados outros

aparelhos, como por exemplo a angiotomografia computadorizada (ATC) das artérias coronárias

e a ressonância magnética cardíaca.

2.3.4. Tomografia Computorizada (TC)

Os aparelhos de raio-X convencionais evoluíram para a tomografia computorizada. Este

tipo de técnica permite também um exame complementar de diagnóstico por imagem, em que é

utilizada radiação-X de forma a criar uma imagem representativa de uma secção (“fatia”) do corpo

do doente. Em muito semelhante à radiografia convencional, em que é estudada a atenuação do

feixe de raios-X ao atravessar um segmento do corpo, também possui muitas diferenças.

Tal como na radiologia convencional, na TC tecidos com diferentes composições

absorvem radiação-X de forma diferente, quando na presença de tecidos mais densos é absorvida

mais radiação do que tecidos menos densos.

Desta forma, a TC indica a quantidade de radiação absorvida em cada tipo de tecido na

parte do corpo analisada, chamada de radiodensidade, produzindo uma imagem numa escala de

cinzentos. Cada pixel desta imagem irá corresponder à média de absorção dos tecidos nessa

zona, expressa em unidades de Hounsfield (em homenagem ao criador da máquina de TC).




2.3.4.1. Evolução TC

A primeira geração de scanners, eram utilizados exclusivamente para obtenção de

imagem do cérebro, isto porque eram demasiado lentas para qualquer parte do corpo que tivesse

movimento, como o peito (respiração), demorando cerca de 20 min a formar uma única imagem.

A sua configuração é em “pencil beam”, em que um único feixe de raio-X atravessa o crânio, com

um único recetor no lado oposto, e é deslocado lateralmente de um lado ao outro da cabeça,

repetindo o mesmo processo num movimento giratório grau a grau até completar 180º.

Figura 14 - TC 1ª Geração [20]

Quanto à segunda geração, eram muito similares em termos de funcionamento às de

primeira geração, com a diferença de que em vez de ser utilizado um “pencil beam”, é utilizado um

feixe em forma de leque, com vários recetores no lado oposto. Desta forma é possível reduzir o

tempo necessário para obter uma imagem.





No caso da TC de terceira geração, há um avanço significativo, é na mesma utilizado um

feixe em forma de leque, no entanto, apenas realiza o movimento giratório continuo em que o

doente é deslocado para obter vários cortes. Neste caso particular a máquina roda 180º num

sentido, pára, o doente é deslocado e roda 180º no sentido oposto, para a posição inicial, isto

acontece porque se a máquina rodasse apenas num sentido provocaria um movimento de torção

nos cabos presentes dentro da máquina, causando a sua rutura.


Na história da evolução o aparelho seguinte foi o scanner helicoidal. Na quarta geração,

a configuração é igual à de terceira geração, fonte de raio-X com configuração de feixe em leque,

vários recetores do lado oposto, com a diferença de que extingue a necessidade de rotação nos

dois sentidos, passando a realizar uma volta de 360º, isto devido a toda a parte eletrónica estar

conectada em pistas. Assim a TC pode girar num só sentido enquanto o doente passa pela fonte

de raio-X, cessa a paragem da máquina para deslocar o doente, basicamente a imagem é obtida,

quase como em forma de espiral.


Esta é a forma atual de funcionamento de uma TC, sendo que inicialmente era apenas

utilizado um detetor e agora já são utilizadas filas de múltiplos detetores, até ao limiar de 320 filas.




Hoje em dia é possível obter imagem com grande detalhe coisa que era impensável à 20

anos atrás. Na ilustração seguinte são apresentadas duas imagens de cérebros em corte, uma

obtida com TC de 1.ª geração e outra de 4.ª geração. [20]

Figura 18 - Imagens obtidas com TC de 1.ª Geração (esquerda) [20] e de 4.ª Geração (direita) [21]

Com este tipo de tecnologia é possível realizar a triagem dos doentes, podendo prevenir

cirurgias invasivas desnecessárias, tais como cirurgias exploratórias.

Dando expressão à redução efetiva da radiação X e à necessidade de estender a zona

anatómica a estudar pela imagem TC, um fabricante acaba de introduzir o TC digital (deixa de

existir filas de detetores para ser substituído por um longo painel de dupla camada, com

capacidade de medir mais que uma energia em simultâneo, dando lugar a um novo conceito de

“imagem espectral”. [22]

2.3.5. Ressonância Magnética (RM)

A ressonância magnética é uma técnica de obtenção de imagem da anatomia e da

fisiologia humana, que utiliza fortes campos magnéticos e radiofrequência. Este tipo de

equipamento é utilizado, em ambiente hospitalar, para realizar diagnósticos por imagem, sem o

efeito nocivo da radiação ionizante. [13]

Este método de diagnóstico por imagem aplicado à medicina segue duas vertentes:

Imagem por Ressonância Magnética (IRM)

o Angiografia

o Mamografia




o …

Espectroscopia por Ressonância Magnética (SRM)

O aumento da utilização deste tipo de técnica advém do facto de as imagens obtidas

possuírem uma resolução e contraste de alto nível e às recentes possibilidades de obtenção de

imagens funcionais e espectroscópicas 2.

Existem dois tipos de Ressonância Magnética, as de campo Aberto (Hamburguer),

utilizadas com potências mais baixas e as de campo Fechado (Túnel) utilizadas com potências

mais altas. As de campo aberto são utilizadas sobretudo devido à fobia de alguns doentes em

ficarem fechados.

Fazendo a combinação de um campo magnético (B0) e de uma fonte de excitação de

radiofrequência (RF), irá possibilitar a obtenção de imagens da anatomia do corpo e informações

sobre a natureza química (processo metabólico).

Devido à abundância do hidrogénio no corpo humano e do seu núcleo fornecer um forte

sinal de ressonância, nas aplicações médicas em RM, trabalha-se sobre os núcleos do hidrogénio.

Para explicar os princípios físicos associados à formação de imagens de RM, recorre-se

à física nuclear, mais precisamente à física quântica, que permite explicar o comportamento dos

spins nucleares.

Os sinais de ressonância são provenientes dos isótopos do hidrogénio, mais precisamente

pelo seu núcleo (protões e neutrões) que contêm um único protão. Cada um dos núcleos

representa um pequeno magneto, em que cada protão tem um determinado spin, que quando em

2 O termo espectroscopia é a designação para toda técnica de levantamento de dados físico-químicos através da transmissão, absorção ou reflexão da energia radiante incidente numa amostra

http://pt.wikipedia.org/wiki/F%C3%ADsico-Qu%C3%ADmica

http://pt.wikipedia.org/wiki/Transmiss%C3%A3o

http://pt.wikipedia.org/wiki/Absor%C3%A7%C3%A3o_(f%C3%ADsica)

http://pt.wikipedia.org/wiki/Reflex%C3%A3o




estado natural (sem presença de um campo magnético), possuem diversas orientações. A soma

dos campos magnéticos gerados por cada um destes magnetos será zero.

Figura 19 - Spins na ausência de campo magnético externo [22]

No entanto, quando sujeitos a um campo magnético de origem externa (B0), dar-se-á o

alinhamento entre o B0 e os spins dos protões, o que resulta num novo equilíbrio.

Figura 20 - Spins num meio onde se estabeleceu um campo magnético B0 (adaptado [23])

M0 tem o significado de magnetização total do meio.

Devido à diferença de energia entre os dois estados (paralelo e antiparalelo), existirá um

maior número de protões no estado de energia mais baixo do que no estado de energia mais alto.

Sendo que esta diferença é mínima. Devido a esta ocorrência, a magnetização total deixa de ter

valor zero e passa a ter a direção do campo (z), isto ocorre porque os spins, fazem um determinado

ângulo com o eixo do campo B0, encontram-se aleatoriamente distribuídos, pelo que a sua

componente xy se anula, ficando apenas com a componente segundo z. [24, 23]

Quando sobre a ação de um campo magnético, o movimento de spin nuclear é alterado,

passando a descrever a forma de um cone sobre o próprio eixo, este fenómeno é conhecido como

precessão, este tipo de movimento pode ser comparado ao movimento de um pião quando começa

a perder energia cinética. [25]




A onda de radiofrequência deverá possuir uma frequência de igual valor à de rotação dos

núcleos quando sujeito a B0. Esta frequência, é então chamada frequência de precessão ou

frequência de Larmor3 e será proporcional à constante giromagnética – γ4 e a B0.

𝑓 = γ × 𝐵0 (7)

A constante giromagnética será única para cada núcleo. Na tabela seguinte são

apresentados alguns elementos e as respetivas frequências para diferentes campos,

Tabela 1 - Frequências para diferentes materiais e valores de campo [22]

NÚCLEOS 𝒇𝟎 (𝟎, 𝟓 𝑻) 𝒇𝟎 (𝟏, 𝟎 𝑻) 𝒇𝟎 (𝟏, 𝟓 𝑻)

1H 21.3 MHz 42.6 MHz 63.8 MHz

19F 20.0 MHz 40.1 MHz 60.2 MHz

31P 8.6 MHz 17.2 MHz 25.7 MHz

23NA 5.7 MHz 11.3 MHz 17.1 MHz

13C 5.4 MHz 10.7 MHz 16.1 MHz

O que significa que, no caso de um núcleo de um isótopo de hidrogénio, para um campo

B0 de 1 T, a frequência de ressonância é de 42.6 MHz.

Se os núcleos forem sujeitos a um campo de radiofrequência dar-se-á um fenómeno de

ressonância5, o que irá afetar os spins. Sendo que uma delas, será um aumento da população de

spins antiparalelos e a outra a colocação dos spins em fase. Nestas condições, a magnetização

total irá alterar-se, mudando de direção, passando a possuir componente xy.

Os efeitos provocados nos spins serão diferentes consoante a amplitude e a duração dos

impulsos de radiofrequência.

O sinal medido é a componente transversal da magnetização por meio da colocação de

uma bobina segundo um dos eixos (x ou y). O sinal que é medido depende então da quantidade

de protões que estão presentes no meio (tecido). Este será tanto mais intenso quanto maior for a

concentração de protões, isto permite que os tecidos sejam distinguidos uns dos outros

3 A frequência de Larmor é a frequência a que os núcleos giram, ou seja, número de voltas que estes dão por segundo. 4 A constante giromagnética ou razão giromagnética é a relação entre o momento angular e o momento magnético de cada núcleo ativo em RM. 5 “O fenómeno de ressonância ocorre quando um objeto é exposto a um ambiente no qual ocorre uma perturbação oscilatória de frequência próxima da frequência natural desse objeto.” [31]




(quantidade de protões presentes). No entanto este não é um fator decisivo no nível de contraste

desta técnica, visto que as diferenças entre tecidos não é muito significativa.

2.3.5.1. Tempo de relaxação

A medida da taxa de relaxação, permite obter informações relativas à dinâmica molecular

para diferentes regimes de frequência, onde se pode medir os tempos de relaxação (T1 e T2), em

que T1 é a recuperação da magnetização M0 ao longo do eixo z, chamada de relaxação spin-rede,

T2 será o decaimento da magnetização no plano xy, o que é denominado de relaxação transversal.

Estes dois processos irão ocorrer em simultâneo. [26]

Após ter sido aplicado um campo magnético estático, responsável pela magnetização

segundo a sua direção, é aplicado um campo magnético oscilatório, que roda a magnetização com

um determinado ângulo. Quando cessa o impulso de radiofrequência, o sistema tem tendência a

regressar ao estado inicial, ou seja, há uma reorganização do povoamento dos spins e o

desfasamento destes, isto serão dois processos independentes, isto é, dois fenómenos de

relaxação diferentes.

Relativamente ao desfasamento, visto que os spins não têm todos a mesma frequência,

não se encontram em fase. Isto deve-se principalmente ao facto, do campo magnético estático

imposto não ser uniforme e também ao meio (existência de campos locais, pela presença de outros

protões) em que cada protão se insere. Como tal existirá um desfasamento entre spins e a

magnetização no plano xy diminui, provocando um decréscimo no sinal medido FID (Free Induction

Decay).

Relativamente à relaxação, pode constatar-se que o decaimento do sinal medido é

exponencial, caracterizado por uma constante no tempo T2* e pode ser definida por tempo de

relaxação da componente transversal de magnetização (xy), ou seja, o tempo que os protões

permanecem em fase depois de cessar o pulso RF. T2* vai então definir o tempo que leva a que

seja perdida a componente transversal de magnetização.

O tempo T2* depende essencialmente das estruturas dos tecidos (interação spin-spin),

mas também da heterogeneidade do campo magnético estático. Existem também substâncias que




alteram o B0, favorecendo o desfasamento e encurtando o T2*, o que provoca uma imagem mais

escura.

Um outro mecanismo de relaxação será a recuperação da magnetização longitudinal (z).

Este será definido por um tempo T1, que será o tempo que um tecido demora a recuperar a

magnetização longitudinal. O T1 será definido pela intensidade do campo magnético B0 e da

quantidade de água. Quanto maior B0 maior será T1, o mesmo ocorre relativamente à água, quanto

maior a quantidade de água mais longo será o período T1. Este parâmetro será uma forma de

obter informação dos tecidos, consoante o meio em que os spins se inserem, terão maior ou menor

facilidade de libertação de energia.T1 é então utilizado para obter contraste entre tecidos.

2.3.5.2. Formação de imagem

Noção de eco de spin

Devido à presença de heterogeneidades no campo magnético, o tempo de relaxação T2*

é encurtado, este tipo de efeito é nocivo, pelo que se pretende anulá-lo. Sabe-se que uma possível

diferença que ocorra no campo magnético de cada spin, cria perturbações, que por sua vez, se

traduzem em diferentes velocidades angulares dos spins (equação 7).

Suponha-se agora que, momentos após a ação do impulso de radiofrequência, dá-se o

fenómeno apresentado em cima. Neste âmbito, caso houvesse um impulso de radiofrequência de

180º (rotação dos spins em 180º) ocorreria uma inversão das suas posições relativas, ou seja,

todos os spins que se encontrassem com uma velocidade maior, passavam a estar mais atrasados

face aos restantes. Algum tempo depois disto, os spins voltam a estar em fase, como inicialmente,

criando um novo aumento na magnetização transversal (Figura 21).

Caso estas alterações não tivessem ocorrido, ou seja, os spins possuíssem sempre a

mesma velocidade angular, a magnetização transversal iria ser totalmente recuperada.

Como seria de esperar, as interações entre spins, estão sujeitas a algumas oscilações,

pelo que, os seus efeitos, ao contrário dos correspondentes às heterogeneidades do meio,

prevalecem e são responsáveis pela diminuição gradual da magnetização transversal.




Esta diminuição está caracterizada na Figura 21 como T2 e denomina-se por tempo de

relaxação spin-spin. Este parâmetro, a par da densidade protónica e do tempo de relaxação spin-

rede T1, são responsáveis pela distinção entre os tecidos.

Figura 21 - Esquema explicativo sobre como, através da técnica de ecos de spin, é possível obter um sinal que é dependente apenas das interações entre os spins e não considera as heterogeneidades do campo magnético estático (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Na atualidade, no processo de formação de imagens em RM, são utilizadas sequências

com um certo número de impulsos, de forma a que, seja dada uma maior atenção a determinados

parâmetros. Devido à simplicidade de certas sequências e à sua eficiência, estas continuam a ser

utilizada em grande escala, sendo uma delas a repetição sequencial de um impulso de 90º,

seguido de vários de 180º. Nesta sequência em particular, TE refere-se ao tempo entre dois

impulsos de 180º e TR ao tempo entre dois impulsos consecutivos de 90º.

Intensidade do sinal

Anteriormente foram referidos os parâmetros através dos quais são contruídas as imagens

numa ressonância magnética. Com estes parâmetros é então possível influenciar a intensidade

de sinal. Foi ainda referido, que o sinal que é medido em imagens de RM, se trata da magnetização

transversal total dos tecidos. Sendo I a intensidade de sinal, observam-se as seguintes relações:

1. A intensidade do sinal é tanto mais forte quanto maior for a densidade protónica (n).

𝐼 𝛼 𝑛 (8)

2. A intensidade do sinal depende de T2 segundo a expressão:




𝐼 = 𝑓 (𝑒−𝑇𝐸

𝑇2 ) (9)

3. A intensidade do sinal depende de T1 segundo a expressão:

𝐼 = 𝑓 (1 − 𝑒−𝑇𝑅

𝑇2 ) (10)

Imagens com contraste em densidade protónica, T1 e T2.

O sinal medido em RM depende de três fatores distintos: a densidade protónica, o tempo

de relaxação spin-spin e o tempo de relaxação spin-rede.

Através das fórmulas apresentadas, é possível perceber a metodologia usada para o

contraste das imagens, de forma a realçar os parâmetros realmente pretendidos. O conhecimento

da existência de imagens em densidade protónica nos instantes T1 e T2 é um privilégio de quem

possui experiência nas imagens de RM. Considere-se agora dois tecidos humanos que detenham

tempos de relaxação próximos e densidades protónicas muito distintas; Neste contexto, o mais

adequado seria utilizar intervalos de tempo entre dois impulsos de 180o (TE) bastante curtos e

intervalos entre dois impulsos de 90o (TR) bastantes longos. A primeira função (9) desta situação

tende a saturar e a expressão (10) também, pelo que, a forma de separação dos tecidos é

fundamental através da densidade protónica n.

De igual forma, quando se pretende separar dois tecidos a partir da diferença entre os

seus tempos de relaxação T1, deve-se utilizar TE e TR curtos. [26]

Através da análise da Figura 22, tendo por base uma análise da intensidade do sinal em

função do tempo, é possível perceber todo este procedimento para um tecido com um T1 curto ou

longo. Note-se que para se obter um maior contraste entre os tecidos, deve deixar-se passar pouco

tempo.




Em conclusão, para realçar as diferenças em T2, deve utilizar-se uma sequência com um

TE e um TR longos. Pela análise da Figura 23, verificam-se duas curvas de intensidade do sinal,

para um tecido com um T2 curto e um tecido com um T2 longo, em que a maior discrepância entre

as curvas dá-se ao fim de algum tempo.

Outro assunto importante de ser referido, consiste nas tonalidades das imagens de RM.

Através do que foi referido anteriormente, outra ilação que se pode retirar é que, regiões com uma

densidade protónica elevada aparecem em tons mais claro (tecidos gordos e fluídos) e regiões

com uma densidade protónica baixa aparecem em tons mais escuros (calcificações, ar, tecidos

fibrosos e osso cortical).

A facilidade de absorção de energia na gama das radiofrequências, por parte de cada

tecido, é o que irá determinar o valor de T1, o que significa dizer que, em casos como a água T1

Figura 22 - Gráfico da intensidade do sinal em função do tempo para dois tecidos caracterizados por tempos de relaxação spin/rede diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990)

Figura 23 - Gráfico da intensidade do sinal em função do tempo para dois tecidos caracterizados por tempos de relaxação spin/spin diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990)




será longo, mas em substâncias como o colesterol terá um T1 curto. No caso do colesterol, o valor

de T1 deve-se ao facto de que os movimentos do colesterol são lentos, encontrando-se muito

próximos da frequência de Larmor dos átomos de Hidrogénio.

É de referir o caso particular da água, que embora circule livremente pelos tecidos, em

certas ocasiões ocorre a sua ligação, ainda que fraca, com a fronteira de muitas moléculas. Nos

tecidos onde este fenómeno ocorre, o tempo T1 da água tende a diminuir.

Recorrendo à tabela 2, apresentada a seguir, pode comparar-se os valores de T1 e de T2

para diferentes tecidos orgânicos, quando considerada uma frequência de 20 MHz. É de notar que

no caso do sangue especificamente, cuja constituição incorpora uma grande quantidade de água,

o tempo de relaxação spin-rede (T1) é muito inferior ao da água pura, devido ao fenómeno referido

anteriormente, de ligação da água com os restantes constituintes sanguíneos.

Concluindo, quando as imagens são realizadas com contraste em T1, a gordura fluídos

com proteínas, moléculas lipídicas, hemorragias subagudas e a melanina, aparecem a branco,

enquanto que, as regiões como neoplasmas, edemas, inflamações, fluídos puros e o líquido

céfalo-raquidiano aparecem a preto.

Tabela 2 - Valores de T1 e de T2 para alguns tecidos biológicos para impulsos de 20 MHz [23]

T1 (ms) T2 (ms)

SANGUE 900 200

MÚSCULO 500 35

GORDURA 200 60

ÁGUA 3000 3000

Quanto ao tempo de relaxação spin-spin este irá ser determinado pelos campos

magnéticos locais. Como tal, em casos como o dos sólidos e das grandes moléculas, T2 será

tendencionalmente curto, devido aos seus campos magnéticos serem intrínsecos.

Por outro lado, para os casos dos fluídos, os campos magnéticos tendem para zero. Na

Tabela 2, comprova-se as observações efetuadas para os tecidos como a água ou o sangue, em

que T2 apresenta valores superiores, comparativamente aos tecidos como os músculos.




3. Modo de Utilização do Raio-X (Cenários de Estudo)

A capacidade de penetração da radiação-X é uma mais-valia na área médica,

nomeadamente na imagiologia. A imagem obtida pela incidência de radiação, é representada num

plano por um número infinito de pontos que são sobreposições das projeções.

A qualidade da imagem é definida por uma série de características, sendo elas

relacionadas com:

O alvo;

Fatores geométricos;

O objeto;

A qualidade dos raios-X;

O ambiente.

Na parte prática desta dissertação, serão explorados as características relacionadas com

os fatores geométricos, sendo elas: distorção, ampliação e efeito penumbra. Para isso foram

realizadas diversas medições, pretendendo determinar-se quais as condições geométricas mais

favoráveis, para a realização de uma exame de imagem médica, utilizando radiação-X. Este tipo

de fatores, são aqueles que num equipamento de imagiologia em raio-X, têm de ser definidos pelo

engenheiro antes do equipamento de ser entregue ao cliente. Desta forma, os erros de

posicionamento por parte dos técnicos de saúde, são praticamente eliminados.

Para que as propriedades da imagem sejam totalmente caracterizadas, este processo

teria de ser repetido para todas as localizações dos objetos intervenientes (foco, doente e filme).

Para que a ciência evolua e se chegue a muitas conclusões este tipo de trabalhos tem de

ser efetuado mesmo parecendo absurdo.

(Nota: Todas as medições foram realizadas no mesmo local, Centro Hospitalar do Porto – Unidade

Hospital de Santo António, embora o aparelho de Raio-X utilizado não tenha sido sempre o

mesmo, o modelo (Philips Bucky Diagnost TH) não variou. Houve a preocupação que dentro da

mesma experiência não existisse variação de equipamento.)




3.1. Distorção

Relativamente à distorção, esta pode ser definida como a representação errónea do

tamanho ou formato do objeto. Esta irá depender de três fatores, a espessura, o posicionamento

do objeto e a sua forma geométrica. No caso de objetos mais espessos, a distorção será superior

à distorção em objetos mais finos. A distorção também poderá ter origem na diferença de planos

entre o objeto e o filme, que será o alvo da imagem. [27]

Em caso algum, é possível obter uma imagem exatamente igual ao objeto que está a ser

radiografado, devido à existência de magnificação da imagem e/ou distorção. Esta falta de

fidelidade relativa à imagem real, pode ocorrer por dois motivos, distância entre o objeto e o filme

e divergência do feixe de raio-X.

Divergência do feixe de raio-X

A divergência do feixe de raio-X ocorre devido a este ser gerado numa fonte estreita no

tubo de raio-X, acabando por se espalhar de forma a atingirem toda a área do filme ou recetor de

imagem.

O tamanho do feixe de raio-X será definido, como já foi referido, por colimadores

ajustáveis, de forma a poderem ser absorvidos os raios-X periféricos em todas as direções

possíveis, limitando assim o tamanho do campo de colimação.

Normalmente, apenas o raio central (RC), ponto central exato do feixe de raios-X, penetra

o objeto de forma perfeitamente perpendicular, isto resulta na menor distorção possível nesse

ponto. A radiação restante irá penetrar o corpo com um ângulo diferente de 90º, o que provoca

uma magnificação desse ponto. Juntando o efeito divergente da radiação-X e a variação da

distância entre o objeto e o filme, a distorção da imagem é inevitável. A divergência aliada ao

tamanho do ponto focal, provoca um esbatimento das formas, devido ao efeito penumbra.

3.1.1. Metodologia

Existem quatro fatores de controlo primário de distorção, sendo eles: distância do foco ao

filme, distância entre o objeto e o filme, o alinhamento do objeto e o RC.




Para testar estes efeitos aproveitou-se a presença nas instalações no Centro Hospitalar

do Porto para realizar quatro experiências diferentes.

Primeira: A experiência foi realizada para três medidas diferentes de distância entre o foco

e o filme, mantendo-se inalterados os restantes parâmetros. Sendo que o objeto foi colocado a

uma distância de 7 cm do filme.

Distâncias entre o foco e o filme para cada um dos ensaios

ℎ1 = 135 𝑐𝑚

ℎ2 = 93 𝑐𝑚

ℎ3 = 60 𝑐𝑚

Segunda: Analogamente à experiência anterior, apenas foi alterada a distância entre o

objeto e o filme. A distância entre o foco e o filme foi mantida constante a 107 cm.

Terceira: Mais uma vez foram realizadas três medições distintas para diferentes

alinhamentos do objeto. As distâncias entre os três intervenientes foram as seguintes:

ℎ = 107 𝑐𝑚

𝑑 = 8 𝑐𝑚

Quarta: Por fim, a experiência foi realizada fazendo três repetições de disparo, para

diferentes ângulos do RC com o objeto. As distâncias foram mantidas iguais às do ensaio anterior.

3.1.2. Resultados

Na tabela seguinte são apresentadas as medições realizadas, para determinação de qual

a distorção obtida. A distância Objeto – Filme será dada pela soma das distâncias entre a mesa

– filme e objeto – mesa. A distância Foco – Filme será dada pela adição das distâncias entre foco

– mesa e mesa – filme.

As primeiras três medições apresentadas na tabela 3, são relativas à variação entre o foco

e o filme, as medições 4, 5, e 6, são relativas à variação da distância entre o objeto e o filme.




Para estes testes foi utilizado um fantoma6 cilíndrico em acrílico com uma altura de 15,8

cm e 7 cm de diâmetro, acoplado a uma chapa de 0,1 cm de espessura. No topo e na base do

cilindro encontram-se duas esferas de chumbo, que permitem verificar o alinhamento do

equipamento. Como é ilustrado na figura seguinte.

As medições 7, 8 e 9 são relativas à variação do alinhamento do objeto no plano,

finalmente são apresentadas as medidas relativas à variação da perpendicularidade do raio central

com o objeto.

Para estas medições foi utilizado um fantoma tubular em ferro com 21,3 cm de

comprimento e 1,9 cm de altura, sobre a chapa de medição, de acordo com a Figura 25.

6 Os fantomas são materiais utilizados para simular os tecidos biológicos

Figura 24 - Posicionamento do fantoma 1

Figura 25 - Posicionamento do fantoma 2




Tabela 3 - Compilação das medições realizadas para avaliação da distorção, medidas em cm

MEDIÇÃO MESA-

FILME

OBJETO-

MESA

FOCO-

MESA

FOCO-

OBJETO

ALTURA

OBJETO

INCLINAÇÃO

DA AMPOLA

OBJETO

INCLINADO

1 7 0 128 112,1 15,9 0 Não

2 7 0 86 70,1 15,9 0 Não

3 7 0 53 37,1 15,9 0 Não

4 7 20,2 100 63,9 15,9 0 Não

5 7 27,9 100 56,2 15,9 0 Não

6 7 35,6 100 48,5 15,9 0 Não

7 7 0 100 - 2,0 0 Não

8 7 0 100 - 2,0 0 Sim

9 7 0 100 - 2,0 0 Sim

10 7 0 100 98 2,0 0 Não

11 7 0 100 98 2,0 +30 Não

12 7 0 100 98 2,0 -30 Não

Quando são consideradas as distâncias entre foco e o filme (DFF) esta será o somatório

entre a distância entre o foco e a mesa e a distância entre a mesa e o filme. A distância entre o

foco e o objeto (DFO) é considerada a distância que vai desde o foco até ao ponto médio do objeto.

O mesmo ocorre para a distância entre o objeto e a mesa, em que esta é medida partindo do ponto

médio do objeto. A distância entre o objeto e o filme (DOF) será, o somatório da distância entre o

objeto e a mesa e a distância entre a mesa e o filme.

Nos primeiros três ensaios, em que apenas foi variada a distância objeto filme foram

obtidas as seguintes imagens:

Figura 28 - Imagem obtida com DFF=135 cm e

DOF=14,95 cm Figura 27 - Imagem obtida com DFF=93 cm e DOF=14,95 cm

Figura 26 - Imagem obtida com DFF=60 cm e DOF=14,95 cm




Pela análise das figuras anteriores, é possível perceber que a figura mais à esquerda é

aquela que difere mais da realidade pelo que será a que apresenta maior distorção. O oposto

ocorre com a imagem mais à direita, que é mais fiel à realidade.

Nos ensaios quatro, cinco e seis, em que a distância foco – filme se mantem constante e

a distância objeto – filme é variada, foram obtidas as seguintes medições:

Nas imagens obtidas com a distância fixa entre o foco e o filme, é possível perceber que

a imagem com menor distorção é aquela que se encontra mais à direita e a com maior distorção

é aquela que se encontra mais à esquerda.

Seguidamente são apresentadas as imagens, quando ocorre uma inclinação do objeto

relativamente ao foco e ao filme.




Figura 34 - Imagem obtida com DFF=107 cm sem inclinação do objeto

Figura 32 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação do objeto >

Figura 33 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação do objeto <




Pela análise das imagens obtidas é possível perceber que as suas dimensões não são

alteradas relativamente à imagem sem inclinação, no entanto a “vista” do objeto é alterada, partes

que originalmente não eram observáveis passam a ser e o inverso também acontece.

As Figuras 35, 36 e 37 são relativas à variação da inclinação da ampola. Nestes ensaios

as distâncias foram mantidas sempre constantes.

Pela observação das imagens, facilmente se percebe que as dimensões do objeto são

adulteradas quando há a inclinação da ampola relativamente ao plano do objeto e do filme.

Para além disto é possível perceber que as formas do objeto também são alteradas

quando há uma inclinação da ampola.

3.2. Ampliação

Em qualquer imagem projetada, esta irá sofrer o efeito de ampliação, resultante da

projeção cónica do objeto (Figura 38).

Figura 37 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação da ampola de 0º

Figura 35 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação da ampola de -30º

Figura 36 - Imagem obtida com DFF=107 cm e inclinação da ampola de +30º

Figura 38 - Projeção cónica [32]




Uma imagem obtida como resultado da incidência radiológica, apresenta dimensões

superiores às do objeto real (ampliação). A ampliação representa uma relação linear entre o

tamanho aparente do objeto num plano paralelo ao filme e o seu tamanho verdadeiro, será então

um valor adimensional.

Objetos posicionados num mesmo plano, paralelos ao plano do filme são ampliados

igualmente e sem distorção.

Na maioria das imagens radiológicas o raio central (FO) proveniente do foco faz um ângulo

de 90º com o filme, mas em determinadas situações este ângulo é alterado intencionalmente,

provocando distorção, de forma a poderem ser melhor visualizadas determinadas estruturas

anatómicas.

A ampliação pode ser dada pela seguinte equação:

𝐴𝑚𝑝𝑙𝑖𝑎çã𝑜 =𝐴𝐵

𝑎𝑏=

𝑂𝐹

𝑜𝑓=

ℎ

ℎ − 𝑑 (11)

Em que:

ℎ – Distância entre o foco e o filme (cm);

𝑑 – Distância entre o objeto e o filme (cm).

Aplicando o princípio de semelhança entre triângulos, objetos planos iguais, dispostos em

planos paralelos, mas afastados, são projetados com diferentes ampliações.

Figura 39 - Relação entre planos [33]




3.2.1. Metodologia

Na realização dos ensaios experimentais, recorre-se à utilização de fantomas, visto que o

objeto necessita de ser sempre o mesmo, já que uma pessoa nunca conseguiria ser colocada

sempre na mesma posição, de forma a que os valores obtidos não sejam falaciosos, assumindo

que não seria realizado qualquer movimento durante o exame. Um outro motivo para não poder

ser utilizado um ser humano será a quantidade de radiação-X que teria de ser absorvida pelo

corpo.

Os dois parâmetros que influenciam a ampliação são: distância entre o foco e o filme e

distância entre o objeto e o filme.

Inicialmente foram definidas três distâncias diferentes entre o foco e o filme, sem alteração

da distância entre o objeto e o filme, para cada uma destas medidas foi calculada a ampliação.

Em que:

𝑑 = 14,95 𝑐𝑚

ℎ1 = 135 𝑐𝑚

ℎ2 = 93 𝑐𝑚

ℎ3 = 60 𝑐𝑚

Figura 40 - Projeção para diferentes distâncias Foco – Filme




Na segunda etapa foi a distância entre o foco e o filme mantida constante e foi alterada a

distância entre o objeto e filme.

Em que:

ℎ = 107 𝑐𝑚

𝑑1 = 20,2 𝑐𝑚

𝑑2 = 27,9 𝑐𝑚

𝑑3 = 35,6 𝑐𝑚

Para cada medição é calculado o erro associado seguindo a expressão 12.

Erro = |Valor teorico − Valor experimental

Valor teorico| (12)

3.2.2. Resultados

Inicialmente, recorrendo à utilização do programa Matlab e ao Excel, foram determinados

os parâmetros h e d, para os quais o valor da magnificação é mínima. Para tal foi necessário

estabelecer limites de acordo com os parâmetros dos equipamentos e do local onde estes foram

instalados. Chegando-se à conclusão que:

ℎ = 135 𝑐𝑚

𝑑 = 14,95 𝑐𝑚

Figura 41 - Projeção para diferentes distâncias Objeto – Filme




Na tabela seguinte estão compilados os dados relativos aos procedimentos realizados. A

distância Objeto – Filme será dada pela soma das distâncias entre a mesa – filme e objeto –

mesa. A distância Foco – Filme será dada pela adição das distâncias entre foco – mesa e mesa

– filme.

Sendo que as primeiras três medições são relativas à variação entre o foco e o filme e as

restantes são relativas à variação da distância entre o objeto e o filme.

Tabela 4 - Compilação das medições realizadas para avaliação da magnificação

MEDIÇÃO MESA-

FILME

OBJETO-

MESA

FOCO-

MESA

FOCO-

OBJETO

ALTURA

OBJETO

INCLINAÇÃO

DA AMPOLA

OBJECTO

INCLINADO

1 7 0 128 112,1 15,9 0 Não

2 7 0 86 70,1 15,9 0 Não

3 7 0 53 37,1 15,9 0 Não

4 7 20,2 100 63,9 15,9 0 Não

5 7 27,9 100 56,2 15,9 0 Não

6 7 35,6 100 48,5 15,9 0 Não

Para cada uma das experiências realizadas foi calculada a magnificação através da

fórmula teórica, comparando-se com os valores obtidos experimentalmente.




Medição 1:

Relativamente ao primeiro ensaio em que a DFF é de 135 cm e a DOF é de 14,95 cm,

obteve-se a seguinte imagem.

Relativamente ao valor teórico, foi obtido segundo a seguinte fórmula

𝐴𝑚𝑝𝑙𝑖𝑎çã𝑜 =ℎ

ℎ − 𝑑=

135

135 − 14,95= 1,12 𝑐𝑚

Recorrendo à utilização da ferramenta Matlab, é possível uma análise da figura em termos

de cor de forma a permitir perceber quais os pixeis que pertencem à representação da figura e





quais os que não pertencem. Assim sendo a figura 43, é um histograma que permite saber quantos

pixeis existem de cada cor.

Pela análise da Figura 43 é possível perceber que existem alguns pixeis na escala dos

cinzentos, como tal é necessário fazer uma delimitação da imagem obtendo assim uma imagem

apenas com duas cores, o preto e o branco, o que permite ter uma melhor perceção da nova

dimensão da imagem. Esta imagem é apresentada a seguir.

Tendo em consideração que o raio da base do fantoma é de 3,5 cm a área da base do

fantoma é de 38,48 cm2. Assim sendo, o novo raio do objeto obtido experimentalmente, será de

3,6824 cm, pelo que a nova área é de 42,60 cm2. Como tal a ampliação será de 1,11 e o erro será

de:

Figura 43 - Histograma cor do pixel vs. nº de pixeis

Figura 44 - Imagem com duas cores para uma DFF de 135 cm




Erroexp1 = |Valor teorico − Valor experimental

Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝1 =1,12 − 1,11

1,12

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝1 = 0,0089

Medição 2:

Relativamente ao segundo ensaio em que a DFF é de 93 cm e a DOF é de 14,95 cm,


Seguindo os mesmos passos da medição anterior a ampliação obtida teoricamente será

dado por:


ℎ − 𝑑=

93

93 − 14,95= 1,19





Realizando o mesmo processo que na medição anterior, é possível chegar a imagem com

apenas duas cores, que se encontra a seguir.

Assim sendo o novo raio do objeto obtido experimentalmente, será de 3,8225 cm, pelo

que a nova área é de 45,90 cm2. Como tal a ampliação será de 1,19 e o erro é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝2 =1,19 − 1,19

1,19

𝐸𝑟𝑟𝑜𝑒𝑥𝑝2 = 0,00





Medição 3:

Relativamente ao terceiro ensaio em que a DFF é de 60 cm e a DOF é de 14,95 cm,



dado por:


ℎ − 𝑑=

60

60 − 14,95= 1,33

Realizando o mesmo processo que na medição anterior, é possível chegar à imagem com










Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝3 =1,33 − 1,42

1,33


Os resultados experimentais vão de encontro aos teóricos, erros inferiores a 7 %,

indicando que com a diminuição da distância implica um aumento da ampliação.

Medição 4:

A Figura 49 foi obtida colocando o foco a uma distância de 100 cm da mesa, o que

corresponde a uma DFF de 107 cm, o fantoma foi colocado a uma distância de 20,2 da mesa, o

que implica que a DOF é de 35,15 cm.


dado por:


ℎ − 𝑑=

107

107 − 35,15= 1,49







Assim sendo o novo raio do objeto, obtido experimentalmente, será de 3,917 cm, pelo que

a nova área é de 48,20 cm2. Como tal a ampliação será de 1,25 e o erro é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝4 =1,49 − 1,25

1,49


Figura 50 - Imagem com duas cores para uma DFF de 107 cm e DOF de 35,15 cm




Medição 5:

Relativamente ao quarto ensaio em que a DFF é de 107 cm e a DOF é de 42,85 cm,



dado por:


ℎ − 𝑑=

107

107 − 42,85= 1,67










Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝5 =1,67 − 1,31

1,67






Medição 6:

Relativamente ao quarto ensaio em que a DFF é de 107 cm e a DOF é de 50,55 cm,



dado por:


ℎ − 𝑑=

107

107 − 50,55= 1,90










Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝6 =1,90 − 1,32

1,90


Embora haja uma discrepância entre os valores reais e os obtidos teoricamente, erros

entre 16 % e 31 %, é de notar a sua coerência, visto que com o aumento da distância entre o

objeto e o filme, há um aumento da ampliação para ambos. Esta discrepância deve-se ao aumento

de elementos que introduzem erros, como a medição da distância entre o objeto e o filme.





3.3. Efeito sombra “blur”

A penumbra é a evidência de que a radiação segue um caminho retilíneo. A penumbra

pode ser referida como esbatimento e surgirá numa imagem como uma auréola a cinzento à volta

do objeto, como ilustra a imagem seguinte.

Numa imagem radiográfica, isto acontece porque a radiação-X é gerada num local (anodo)

e não num ponto, o que provoca um esbatimento na imagem produzida. Como a radiação vem de

pontos diferentes do anodo, cada um dos fotões irá tomar rotas com ângulos ligeiramente

diferentes, daqui é possível perceber empiricamente que diminuindo a abertura focal é possível

diminuir a dispersão fotónica, sendo que esta noção será um ponto de enfoque nesta dissertação.

Além do esbatimento provocado pelo foco, este também poderá ser causado pelo movimento do

doente.

Como já foi referido anteriormente, a imagem produzida por um equipamento de raio-X é

sempre uma forma ampliada da realidade, pelo que quando há um movimento por parte do doente,

esse movimento será ampliado na mesma proporção que a imagem é ampliada. Como tal a

penumbra obtida será superior. [28]

Assim sendo é necessário ter em consideração qual a dimensão da penumbra, para isso

é utilizada uma fórmula que pondera as distâncias utilizadas e o tamanho do ponto focal. Para o

cálculo da penumbra é então utilizada a seguinte equação:

𝑃𝑒𝑛𝑢𝑚𝑏𝑟𝑎 = 𝐹 ×𝑑

ℎ − 𝑑 (13)

Figura 55 - Penumbra radiográfica [34]




Em que:

𝐹 – Dimensão do ponto focal (cm);

𝑑 - Distância entre o objeto e o filme (cm);

ℎ - Distância entre o foco e o filme (cm).

A mancha focal é a área do anodo onde ocorre a colisão de eletrões. O tamanho da

mancha focal irá determinar a qualidade da imagem, sendo que para cada tipo de exame (crânio,

torax,…) este deve ser ajustado. Para isso a maioria dos fabricantes tem tamanhos fixos, o que

não permite fazer ajustes finos. Para resolver este problema a Philips criou a tecnologia

‘Variofocus’ que cria um número de tamanhos novos à medida do tamanho de foco desejado,

variando desde os tamanhos mais pequenos aos maiores pontos focais dum tubo de raio-X.

Devido à inclinação do anodo, a mancha focal projectada é menor que a área de colisão

de electrões, este efeito pode ser visualizado na imagem seguinte.

Desta forma, é sempre utilizado o ponto focal otimizado para um objeto, obtendo a melhor

resolução geométrica. Para além disto, a vida útil do tubo de raio-X é prolongada devido ao

carregamento focal uniforme. [29]

Caixa focal

Figura 56 - Projeção focal (adaptada [35])




3.3.1. Metodologia

Tal como nas experiências anteriores, as características (distância foco - objeto e objeto -

filme) foram variadas de forma a permitir obter imagens com diferentes graus de penumbra de

forma a poder retirar conclusões relativamente à tipologia que deverá ser adotada. Uma boa forma

de poder anular praticamente o efeito causado pela penumbra é o aumento da voltagem utilizada,

no entanto isto implica um aumento da dose de radiação que o doente terá de suportar, passando

a ser uma opção pouco viável.

Inicialmente o objeto foi colocado num ponto fixo e o que se alterou foi a distância entre o

foco e o filme. No primeiro ensaio o foco foi colocado à distância de 135 cm do filme, no segundo

esta distância foi reduzida para 93 cm e finalmente reduzida para 60 cm.

No segundo procedimento o foco foi colocado a uma distância de 107 cm do filme e o

objeto num ponto intermédio, para cada disparo o objeto foi colocado numa posição diferente,

devido à colocação de uma estrutura, entre o objeto e a mesa começando com uma distância de

20,2 cm, passando para 27,9 cm e por último 35,6 cm.

O terceiro e último ensaio será a variação do tamanho focal, para isso as distâncias entre

o foco, o objeto e o filme, foram mantidas semelhantes a experiências anteriores para comparação

futura. Nesta experiência também foram realizados dois disparos para diferentes manchas focais.

Mais uma vez associado à medição experimental da penumbra existe um erro

experimental associado, o qual é determinado recorrendo à utilização da expressão 12.

3.3.2. Resultados

Inicialmente, recorrendo à utilização do programa Matlab e ao Excel, foram determinados

os parâmetros F, h e d, para os quais o valor da penumbra é mínimo. Para tal foi necessário

estabelecer limites de acordo com os parâmetros dos equipamentos e do local onde estes foram

instalados. Chegando-se à conclusão que:

𝐹 = 0,06 𝑐𝑚

ℎ = 135 𝑐𝑚

𝑑 = 14,95 𝑐𝑚




Na tabela seguinte são apresentadas as medições realizadas para determinação do efeito

penumbra. A distância Objeto – Filme será dada pela soma das distâncias entre a mesa – filme

e objeto – mesa. A distância Foco – Filme será dada pela adição das distâncias entre foco – mesa

e mesa – filme.

As primeiras três medições apresentadas na tabela são relativas à variação entre o foco

e o filme, as medições 4, 5, 6 são relativas à variação da distância entre o objeto e o filme e as

duas finais são relativas à variação da mancha focal, sendo que estas foram realizadas com foco

fino.

Para estes testes foi utilizada a mesma configuração que nos primeiros ensaios

apresentados no subcapítulo ‘Distorção’.

Tabela 5 - Compilação das medições realizadas para avaliação da penumbra

MEDIÇÃO MESA-

FILME

OBJETO-

MESA

FOCO-

MESA

FOCO-

OBJETO

ALTURA

OBJETO

INCLINAÇÃO

DA AMPOLA

OBJETO

INCLINADO

PONTO

FOCAL

1 7 0 128 119,1 15,9 0 Não Fino

2 7 0 86 77,1 15,9 0 Não Fino

3 7 0 53 44,1 15,9 0 Não Fino

4 7 20,2 100 63,9 15,9 0 Não Fino

5 7 27,9 100 56,2 15,9 0 Não Fino

6 7 35,6 100 48,5 15,9 0 Não Fino

7 7 0 100 84,1 15,9 0 Não Grosso

8 7 27,9 100 56,2 15,9 0 Não Grosso

Para cada uma das experiências realizadas foi calculada a penumbra através da fórmula

teórica, de forma a comparar com os valores obtidos experimentalmente. Na utilização da fórmula,

as distâncias entre o objeto e o filme são sempre medidas partindo do ponto médio do objeto.




Medição 1:

Na primeira medição foram então consideradas as medidas entre o foco e a mesa de 128

cm o que dá uma distância foco – filme de 135 cm e o objeto diretamente sobre a mesa, o que

significa que a distância objeto – filme é de 14,95 cm. Com estes parâmetros foi então obtida a

seguinte imagem:

Para esta situação o valor de penumbra obtido teoricamente é de:


ℎ − 𝑑= 0,06 ×

14,95

135 − 14,95= 0,0075 𝑐𝑚

Recorrendo à utilização do Matlab foi então possível determinar experimentalmente o valor

da penumbra obtida. Para isso foi encontrado o centro da figura que será aqui reconhecido como





a impressão deixada pelas esferas de chumbo, e partindo deste ponto foi traçada uma reta com

um determinado comprimento, demonstrado na figura seguinte.

Esta reta é utilizada de forma a reconhecer a cor de cada pixel pelo qual ela passa,

permitindo traçar uma curva com a posição do pixel e a sua cor, sendo obtido o seguinte gráfico.

Figura 58 - Imagem obtida com DFF=135 cm e DOF=14,95 cm com reta de reconhecimento de pixeis




Analisando o gráfico anterior é possível determinar que a zona de penumbra pode ser

reconhecida pela segunda mudança abrupta de cor, sendo que esta se encontra entre o pixel 224

e o pixel 235. Assim sendo a penumbra obtida será de 0,1673 cm.

Como a imagem obtida não é perfeitamente uniforme, foram traçadas retas de forma a

cobrir 360º, sendo obtidas a seguintes imagens:

Realizando uma análise similar à executada anteriormente, conclui-se que a penumbra

obtida é 0,1825 cm e o erro é de:

Figura 59 - Curva que relaciona a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=135 cm e DOF=14,95 cm

Figura 60 - Curvas que relacionam a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=135 cm e DOF=14,95 cm (0º-360º)





Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝1 =0,0075 − 0,1825

0,0075

𝐸𝑟𝑟𝑜𝑒𝑥𝑝1 = 23, (3)

Ainda recorrendo à utilização do Matlab, é possível determinar a área percentual de

penumbra obtida relativamente ao objeto. Desta forma a percentagem de penumbra será de 0,1

%.

Medição 2:

No caso da segunda medição, realizada para uma DFF de 93 cm e uma DOF de 14.95

cm foi obtida a seguinte imagem:

Seguindo os mesmos passos da medição anterior a penumbra obtida teoricamente será

dado por:


ℎ − 𝑑= 0,06 ×

14,95

93 − 14,95= 0,0115 𝑐𝑚

Para achar o valor real, mais uma vez recorreu-se à utilização do Matlab. Utilizando a

imagem anteriormente apresentada, foi encontrado o cento do objeto e traçada uma reta desde o

centro, com um determinado comprimento e com um ângulo de 0º e repetido até aos 360º de forma

a obter a posição do pixel em função da sua cor. Desta forma foram então obtidos os seguintes

gráficos:





Realizando uma análise similar à executada anteriormente, conclui-se que a penumbra

obtida é 0,3225 cm e o erro é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝2 =0,0115 − 0,3225

0,115


A área de penumbra percentual obtida é de 0,56 %. Pela análise dos valores compilados

até este ponto pode referir-se que a penumbra obtida nesta medição é superior à medição anterior.





Medição 3:

Quanto à terceira medição, esta foi realizada com uma DFF de 60 cm e com uma DOF de

14,95 cm obtendo-se a seguinte imagem:

Calculando o valor teórico de penumbra para o caso apresentado, obtém-se o seguinte

valor:


ℎ − 𝑑= 0,06 ×

14,95

60 − 14,95= 0,0199 𝑐𝑚

Novamente foi utilizado o Matlab, recorrendo ao mesmo algoritmo referido anteriormente,

foram obtidos os seguintes gráficos:





Analogamente ao que foi feito anteriormente obteve-se o valor de penumbra de 0,6709

cm. Em termos percentuais a área de penumbra relativamente à área da base do fantoma é de

4,58% e o erro é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝3 =0,0119 − 0,6709

0,0119


Pela análise dos valores obtidos, tanto teóricos como experimentais, constata-se que a

penumbra obtida neste caso é superior aos casos anteriormente apresentados.

De seguida são apresentadas as medições realizadas com a DFF fixa e a DOF variável.

Analogamente à experiência anterior as imagens foram obtidas com o fantoma de acrílico sobre a

chapa.





Medição 4:

Para o primeiro caso a DFF foi de 107 cm e a DOF foi de 35,15 cm, o que corresponde à

obtenção da seguinte imagem:

Com esta variação de distâncias foi obtido um valor de penumbra de acordo com a fórmula

seguinte.


ℎ − 𝑑= 0,06 ×

35,15

107 − 35,15= 0,0294 𝑐𝑚

Com esta configuração, em Matlab, foram obtidos os gráficos que relacionam a localização

e cor do pixel, em várias direções, a seguir apresentados.






A utilização destes gráficos permite a determinação da penumbra existente. Conclui-se

que o valor de penumbra é de 0,4170 cm, a área de penumbra é de 1,18 % da projeção objeto

real no filme. O erro da medição experimental é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝4 =0,0294 − 0,4170

0,0294


Medição 5:

A imagem seguinte foi obtida colocando o foco a uma distância de 100 cm da mesa o que



Com esta variação de distâncias foi obtido um valor de penumbra de acordo com a fórmula

seguinte.


ℎ − 𝑑= 0,06 ×

42,85

107 − 42,85= 0,0401 𝑐𝑚





Para a imagem apresentada, foram obtidos os seguintes gráficos relativos à cor do pixel

e à sua localização.

Com as condições referidas anteriormente utilizando o Matlab foi obtido um valor de

penumbra de 0,5147 cm, ou seja 2,23 % do tamanho real do objeto. O erro da medição

experimental é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝4 =0,0401 − 0,5147

0,0401


Figura 68 - Curvas que relacionam a posição do pixel com a sua cor ao longo da recta, DFF=107 cm e DOF=42,85 cm (0º-360º)




Medição 6:

A imagem seguinte foi obtida colocando o foco a uma distância de 107 cm da mesa o que



Com distâncias utilizadas para esta medição, foi obtido um valor de penumbra de acordo

com a fórmula seguinte.


ℎ − 𝑑= 𝐹 ×

50,55

107 − 50,55= 0,0537 𝑐𝑚

Para imagem apresentada, foram obtidos os seguintes gráficos relativos à cor do pixel e

à sua localização.






Com as condições anteriormente referidas utilizando o Matlab obteve-se um valor de

penumbra de 0,5263 cm, ou seja 2,40 % do tamanho real do objeto. O erro experimental é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝5 =0,0537 − 0,5263

0,0537


Pela análise dos valores obtidos, tanto teóricos como experimentais, constata-se que a

penumbra obtida com DFF de 107 cm, no caso da DOF de 50,55 cm, é superior aos casos de DOF

de 42,85 cm e de DOF de 35,15 cm (anteriormente apresentados).




Medição 7:

A imagem seguinte teve como parâmetros, DFF de 107 cm e distância DOF de 14,95 cm,

em muito semelhante à medição 1, no entanto esta foi realizada com foco grosso.




ℎ − 𝑑= 0,12 ×

14,95

107 − 14,95= 0,0195 𝑐𝑚

Com as condições descritas foram obtidos os seguintes gráficos relativos à cor do pixel e


Figura 71 - Imagem obtida com DFF=107 cm e DOF=14,95 cm foco grosso

Figura 72 - Curvas que relacionam a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=107 cm e DOF=14,95 cm (0º-360º) foco grosso




Pela análise dos gráficos obtidos chega-se a um valor de penumbra de 0,4086, o que

equivale a 0,01 % da área da base do fantoma utilizado. O erro experimental é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝7 =0,0195 − 0,4086

0,0195


Comparativamente à imagem tirada aproximadamente nas mesmas condições

(distâncias), apenas variando a grossura do foco, há um aumento da penumbra na imagem.

Medição 8:

A imagem seguinte teve como parâmetros, DFF de 107 cm e distância DOF de 42,85 cm,

em muito semelhante à medição 5, no entanto esta foi realizada com foco grosso.




ℎ − 𝑑= 1,2 ×

42,85

107 − 42,85= 0,0802 𝑐𝑚

Com as condições descritas obtiveram-se os seguintes gráficos relativos à cor do pixel e


Figura 73 - Imagem obtida com DFF=107 cm e DOF=42,85 cm foco grosso




Pela análise dos gráficos obtidos chega-se a um valor de penumbra de 0,6268, o que

equivale a 3,71 % da área da base do fantoma utilizado. O erro experimental é de:


Valor teorico|

𝐸𝑟𝑟𝑜_𝑒𝑥𝑝8 =0,0802 − 0,6268

0,0802


Comparativamente à imagem tirada nas mesmas condições (distâncias), apenas variando

a grossura do foco, há um aumento da penumbra na imagem de 0,9 %.

Figura 74 - Curvas que relacionam a posição do pixel com a sua cor ao longo da reta, DFF=107 cm e DOF=42,85 cm (0º-360º) foco grosso




4. Conclusão

As primeiras experiências realizadas mostram que quanto maior a distância entre o foco

e o filme menor será a distorção e que quanto menor a distância entre o objeto e o filme menor

será a distorção. O que sugere que o doente deveria ser colocado diretamente sobre o filme, isto

não pode ocorrer devido a três fatores: ao colocar doente seria impossível garantir que não existiria

movimentação do filme; o alinhamento entre o foco e o filme não seria possível; e o doente não

ficaria perfeitamente na horizontal.

Quando são analisadas as imagens obtidas, pode verificar-se que quando um objeto não

se encontra exatamente paralelo ao filme e ao foco, as estruturas são alteradas, o que poderá

induzir em erro o diagnóstico. O mesmo se passa quando são realizados exames em que o RC

não é perfeitamente perpendicular ao objeto, as imagens obtidas não são fiéis à realidade, sendo

que as estruturas ficam desproporcionais. Embora este tipo de procedimentos induzam em erro,

em certas situações é necessário que sejam realizados, de forma a que certas partes anatómicas

sejam visualizadas com maior pormenor

Pela análise das imagens obtidas, bem como pelos resultados teóricos é possível verificar

que a menor ampliação será conseguida quando a distância entre o foco e o filme é máxima e a

distância entre o objeto e o filme é mínima.

No caso da penumbra esta será reduzida ao mínimo, quando se reúnem três condições,

a mancha focal é reduzida, a distância objeto filme é tanto menor quanto possível e a distância

foco – filme é o maior valor possível.

Daqui se conclui que as condições ótimas tanto para a ampliação como para a penumbra

são as mesmas, o que significa que não é necessário comprometer um aspeto para que o outro

seja melhorado. A melhor imagem é obtida quando a distância entre o foco e o filme é de 1,35 m

e a mancha focal de 0,6 mm, quanto à distância entre o objeto e o filme, não é possível definir

uma distância exata (visto que depende da espessura do doente), mas esta deverá ser a mínima

possível. Em teoria estes são os valores que permitem uma melhor qualidade de imagem, no

entanto não podem ser aplicados cegamente. Imagens de um tórax fosse realizado com as

mesmas distâncias que um braço, isto implicaria que a imagem do tórax ficasse cortada devido às




suas dimensões. Como tal os limites utilizados para o cálculo têm de ser adaptados, não só ao

equipamento utilizado e ao local de implantação, mas também à parte do corpo em questão.

Comparando os valores obtidos teoricamente com os experimentais, é possível perceber

que existe uma grande discrepância entre ambos, no entanto a sua variação de ensaio para ensaio

é coerente. Quando há um aumento nos valores teóricos o mesmo acontece no caso dos valores

experimentais. Esta diferença pode ser explicada pelas dimensões dos valores considerados que

são muito diminutas e a precisão dos instrumentos de medida, em que uma pequena variação na

medição das distâncias tem um impacto muito significativo no valor de penumbra obtido. Para

além das medições efetuadas existe também a incerteza relativa à dimensão da mancha focal,

visto que esta não pode ser medida, tendo sido consultado o manual do fabricante. Existe também

o aspeto de que atualmente as imagens obtidas são digitais, ou seja, o que vemos no final não é

exatamente aquilo que foi capturado, mas sim uma conversão da imagem obtida em digital, que

passam por filtros antes de serem apresentadas ao utilizador.

Analisando as imagens obtidas utilizando o foco fino e o foco grosso, é possível perceber

que o disparo realizado com o foco grosso provoca uma diminuição na qualidade da imagem. Com

esta conclusão o mais lógico seria que todos os exames realizados em imagiologia utilizassem o

foco fino, na realidade isto não acontece, exceto em caso de ser necessária a visualização de

várias estruturas de dimensões reduzidas, não porque haja um maior risco para o doente, mas

pela questão monetária já que quando é utilizado um foco fino repetidamente este terá tendência

a quebrar mais rapidamente que o foco grosso, levando a substituiçõe frequentes.

Quando analisadas as imagens obtidas é possível verificar uma certa discrepância entre

os quadrantes da imagem. Este efeito pode ser pela posição relativa do anodo na ampola, que faz

um determinado ângulo com o resto da estrutura. O que provoca a diferença de intensidade de




radiação que irá atravessar o objeto, diminuindo a qualidade de imagem no lado de menor

intensidade, este efeito é diminuído quando a dose de radiação é aumentada.

A imagem anterior ilustra esta situação, em que o RC apresenta uma intensidade de feixe

de 80 %, havendo um aumento de intensidade no lado direito da imagem (100 %) e uma diminuição

do lado esquerdo da imagem (60%).

Figura 75 - Efeito anódico [36]




5. Referências Bibliográficas

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[34] Ebah, http://www.ebah.com.br/content/ABAAAgA7cAA/telecurso-2000-ensaio-materiais-

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[35] Bertolo, http://www.bertolo.pro.br/Biofisica/Apostila_1/RAIO-X/RAIO-X.swf.

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